Oscilación y de la Junta de Reacción técnicas para estimar inerciales propiedades de una prótesis debajo de la rodilla

Resumen

Se requieren segmentarias del cuerpo inercial para el modelado de la dinámica inversa. Usando una técnica de oscilación y tablero de reacción, propiedades inerciales de prótesis debajo de la rodilla se midieron. El uso de medidas directas de inercia prótesis en el modelo de la dinámica inversa de la pierna protésica resultó en magnitudes más bajas de las fuerzas y momentos conjuntas resultantes.

Resumen

El propósito de este estudio fue doble: 1) demostrar una técnica que se puede utilizar para estimar directamente las propiedades inerciales de una prótesis debajo de la rodilla, y 2) contrastar los efectos de la técnica propuesta y la del uso de las extremidades intactas las propiedades inerciales en cálculos cinéticos conjuntas durante la marcha en amputados tibiales, unilaterales. Un sistema de oscilación y tabla reacción fue validado y demostrado ser fiable en la medición de las propiedades de inercia de sólidos geométricos conocidos. Cuando se utilizaron las mediciones directas de carácter inercial de la prótesis en la dinámica inversa de modelado de la extremidad inferior en comparación con las estimaciones de inercia sobre la base de un vástago intacta y el pie, la cinética de las articulaciones de la cadera y la rodilla fueron significativamente menores durante la fase de balanceo de la marcha. Las diferencias en la cinética conjuntas durante postura, sin embargo, fueron menores que los observados durante el swing. Por lo tanto, los investigadores se centran en la fase de balanceo de la marcha deben considerar el impacto de prostheses propiedad de inercia estimaciones sobre los resultados del estudio. Por postura, ya sea uno de los dos modelos de inercia investigados en nuestro estudio probablemente conduciría a resultados similares con una evaluación dinámica inversa.

Introducción

Para cuantificar las fuerzas y momentos conjuntas resultantes durante el movimiento, se necesita un modelo de la dinámica inversa del sistema de interés cuando se trabaja con datos empíricos. Para la biomecánica de las extremidades inferiores, los modelos de dinámica inversa típicamente representan la pata, el codillo, y el muslo como cuerpos rígidos. De entrada para estos modelos provienen de tres fuentes principales: a) la cinemática de movimiento, b) las fuerzas de reacción del suelo, y c) antropométricos del segmento y propiedades inerciales. Los datos de movimiento se recogen con una variedad de sistemas de análisis de movimiento, pero todos los sistemas esencialmente proporcionan la cinemática básicas del movimiento (posición, velocidad y aceleración). Fuerzas de reacción del suelo se recogen con una plataforma de fuerza y ​​proporcionan las fuerzas de contacto que actúan sobre los pies. Antropometría son mediciones tomadas directamente de la carrocería con los gobernantes, cintas flexibles, y / o pinzas. Estas mediciones antropométricas se utilizan para estimar las propiedades inerciales de los segmentos corporales utilizados en el dinámicamente inversacs analiza. Propiedades inerciales incluyen la masa, centro de masa (COM) de ubicación y el momento de inercia (MOI) de la serie de sesiones con respecto a un eje que pasa por el COM segmento o el extremo proximal o articulación distal. Metodologías y equipos utilizados para la recogida de los datos de movimiento y la fuerza de reacción del suelo son similares entre los grupos de investigación, pero las estimaciones de inercia de los segmentos corporales pueden variar ampliamente entre los investigadores en función del método que el investigador elige para estimar estas propiedades inerciales.

Diversas técnicas disponibles para la estimación de las propiedades inerciales de un segmento del cuerpo humano completamente intacta incluyen: 1) las ecuaciones de regresión basadas en datos de cadáver ^1-5, 2) técnicas de modelos matemáticos (es decir, modelos geométricos) ^6,7, y 3) de exploración y proyección de imagen ^8-15. Muchas de estas técnicas requieren mediciones directas del cuerpo, pero se ha demostrado previamente que, independientemente del método de estimación se utiliza, la precisión de segmento corporalestimaciones inerciales Ment basados ​​en estos métodos es alta ^16. También se ha demostrado que los errores en las estimaciones de las propiedades inerciales de los segmentos del cuerpo intactos tienen un impacto mínimo en las magnitudes de los momentos conjuntos resultantes durante la marcha ^17,18. Momentos conjuntos están influenciados en mayor medida por las fuerzas de reacción del suelo, centro de los lugares de presión, momento longitudes de brazo, y la cinemática del segmento ^17-19. Por lo tanto, no es sorprendente que los métodos para estimar las propiedades de inercia de los segmentos corporales varían ampliamente a través de la literatura utilizando las personas sin discapacidad como participantes en la investigación, dado que los pequeños errores en estos cálculos es probable que tengan poco impacto en los resultados del estudio.

Muchas de estas estimaciones de inercia para un segmento del cuerpo intacto a menudo se utilizan para estimar las propiedades inerciales de prótesis para amputados de extremidades inferiores. Modernos prótesis de miembro inferior se fabrican utilizando materiales ligeros resultadoing en las prótesis que son mucho más ligeros que los miembros que reemplazan. Esto resulta en una asimetría inercial entre la prótesis y la extremidad intacta. En comparación con un vástago típica intacto y el pie, la masa de una prótesis debajo de la rodilla y la extremidad residual es de aproximadamente 35% menos y tiene un centro de masa situado a aproximadamente 35% más cerca de la articulación de la rodilla ^20-23. La masa inferior y distribución de la masa más proximal de la prótesis también produce una (~ 60%) mucho menor momento de inercia con respecto a la articulación de la rodilla para la prótesis en comparación con la de la espiga intacta y el pie. Aunque los investigadores ^24,25 han sugerido previamente que el uso de estimaciones de inercia intactas para la prótesis tiene poco efecto sobre las estimaciones cinéticos conjuntas, estas comparaciones se centraron en momentos conjuntos resultantes durante la fase de apoyo de la marcha, donde la fuerza de reacción del suelo domina el momento producido en la conjunta. Durante swing, donde las fuerzas de reacción del suelo no están presentes, ella reducción de las propiedades inerciales de la prótesis son más propensos a influir en las estimaciones de momentos conjuntos resultantes. Teniendo en cuenta que algunos investigadores, por ejemplo, ^26-32 utilizan intactas las propiedades de inercia segmento para representar prótesis propiedades inerciales y otros, por ejemplo ^{21 a 23} propiedades inerciales de prótesis estimación directa, es importante para comprender el impacto de los métodos elegidos para la estimación de las propiedades inerciales de la prótesis . Reducir al mínimo el tiempo necesario para medir las propiedades inerciales de la prótesis era una consideración importante en el desarrollo de nuestra técnica. En la técnica que aquí se presenta la prótesis permanece completamente intacto para todas las medidas para reducir los tiempos de medición y evitar cualquier veces adicionales asociados con la realineación de la prótesis después de la medición.

Por lo tanto, el propósito de este estudio era doble: 1) demostrar una técnica que se puede utilizar directamente para estimar las propiedades inerciales de ABprótesis elow rodilla, y 2) contrastar los efectos de la técnica propuesta y la del uso de las extremidades intactas las propiedades inerciales en estimaciones cinéticos conjuntas durante la marcha en amputados tibiales, unilaterales. Se planteó la hipótesis que las magnitudes cinéticas conjuntos son más grandes cuando las propiedades inerciales de la espiga intacta y el pie se utilizan como las estimaciones de inercia para la prótesis en comparación con las mediciones directas de las propiedades inerciales de prótesis.

Protocolo

Los participantes

Seis, amputados tibiales unilaterales (5 varones, 1 mujer, con una edad = 46 ± 16 años, la masa = 104,7 ± 9,7 kg, altura = 1,75 ± 0,08 m) participaron en este estudio. Cinco de los seis amputados tenían amputaciones debido a las lesiones traumáticas con el otro debido a la enfermedad ósea congénita. Todos los amputados utilizan una cerradura y sistema de suspensión tipo pin para la interfaz de encaje protésico y un pie dinámico elástico respuesta protésica (3 College Park, 2 Flex-pie, y el 1 de Génesis II). Reclutamiento de los participantes se centró en amputados que fueron totalmente ambulatoria, habían usado una prótesis de miembro inferior, durante al menos un año, y se mantiene un cierto grado de actividad física, ya sea en sus actividades profesionales o cotidianas. El protocolo fue aprobado por la Junta de Revisión Institucional de la Universidad, y el consentimiento informado se obtuvo de cada participante antes de la participación.

Ensayos Overground Walking

Una de tres segmentos (muslo, pierna y pie) Dinámica plano sagital inversas modelo fue utilizado para estimar las fuerzas y momentos conjuntas resultantes en la cadera, la rodilla y el tobillo. Segmento propiedades inerciales de los segmentos del cuerpo intactas se estimaron sobre la base de las ecuaciones de regresión a partir de Leva ^8. Propiedades inerciales de la prótesis y el paciente se midieron directamente y distribuidos entre el vástago protésico y el pie (ver paso a paso el protocolo más abajo). Un solo factor de MANOVA de medidas repetidas se utilizó para determinar el efecto de las estimaciones de inercia prótesis, ya sean medidas directas o utilizando estimaciones del segmento intacto, en las fuerzas conjuntas resultantes de pico y momentos durante la postura y swing. Dado que los perfiles de la fuerza de reacción conjunta y momento resultante fueron similares entre todos los participantes, un algoritmo fue escrito en MATLAB (Mathworks, Natick, MA) para enfocar las ventanas específicas dentro del ciclo de la marcha para identificar cada uno de los quantit pico individualies (Ver ciclo de la marcha% en la Tabla 2). Un ajuste de Bonferroni a los intervalos de confianza se realizó basándose en el número de variables dependientes. Se consideraron las diferencias de significación de p <0,05.

Descripción de la Oscilación y Reacción Board Systems

El Sistema de oscilación se utiliza para medir las propiedades inerciales de una prótesis incluye una jaula exterior o estructura de soporte hecha de 80/20 de aluminio, una jaula de aluminio interior que es ajustable, y una fotocélula de infrarrojos (véase la figura 1A). La jaula interior está suspendido de la jaula exterior con un eje que pasa a través de dos rodamientos de prensa-ajuste de baja fricción. Para dar cabida a las diferentes prótesis de tamaño de la jaula interior se puede acortar o alargar en aproximadamente 15 cm (6 pulgadas) o. Además, la jaula interior también tiene dos placas ajustables que se utilizan para asegurar un ajuste seguro de la prótesis dentro de la jaula. Una placa con un tornillo de fijación es el usod para asegurar que las oscilaciones de la jaula interior tienen menos de 5 ° de la amplitud de modo que las estimaciones pueden basarse en las ecuaciones de movimiento armónico simple. La célula fotoeléctrica está conectada directamente a un contador en una tarjeta de adquisición de datos en el ordenador para grabar cada pulso TTL como la jaula pasa por delante de la fotocélula. Un programa de Instrumento Virtual de LabVIEW (VI) se utiliza para recoger y procesar los pulsos TTL. La jaula interior del sistema de oscilación (Figura 1A) se utiliza como el sistema de tablero de reacción (Figura 2) en combinación con una escala con un rango de hasta 10 kg y la sensibilidad a la 1 gramo más próximo y dos bordes de cuchillo utilizado para apoyar la jaula interior durante las mediciones de mesa de reacción. La técnica para la cuantificación de las propiedades inerciales de una prótesis debajo de la rodilla consta de tres pasos principales: 1) Oscilación y Reacción Protocolo Junta, 2) Las ecuaciones matemáticas para estimar Prótesis inercia, y 3) La distribución de prótesis Inercia en pie y Shank Seg mentos.

Figura 1. A) Imagen de la cremallera de oscilación usado para medir el período de oscilación. Observe que hay una estructura de soporte exterior que permanece inmóvil como la jaula interior, en el que se fija la prótesis, oscila hacia adelante y hacia atrás frente a una fotocélula utilizado para medir el tiempo. B) Vista de primer plano del eje de oscilación, que también muestra la tornillo de fijación utiliza para ajustar las amplitudes de oscilación a menos de 5 °. C) vista de primer plano de la fotocélula y el extremo distal de la jaula interior para ilustrar las placas finales ajustables. Tenga en cuenta que para reducir el peso de la jaula interior se utilizó delgada de aluminio y eliminado cualquier exceso de aluminio sin sacrificar la resistencia de la estructura.

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Figura 2. Reacción bordo esquemática de la estructura de aluminio ajustable (es decir, jaula interior) retirado de la estructura de soporte exterior del sistema de oscilación que ilustra la configuración de la placa de reacción usada para estimar el centro del sistema de masa. Tenga en cuenta que dos ejes (también conocido como, bordes de cuchillo ) se utilizan para apoyar la jaula interior; uno a la izquierda (distal) del borde de la jaula y el otro (proximal) situada sobre la parte superior de la escala. La distancia entre estos dos ejes de apoyo representa la longitud de la placa de reacción. El eje de oscilación está saliendo de la página.

1. Protocolo de Medición Inercial

1. Inicialmente, tener la sentada amputado en una silla donde la prótesis de pierna puede ser cómodamente levantado del asiento de modo que la persona puede llevar a cabo una serie de flexión de la rodilla y las acciones de extensión como el centro de la rodilla de rotación (CDR) se identifica.
2. Una vez que el Comité de las Regiones de la rodilla se identifica (puede ser útil colocar un pequeño pastelce de la cinta en el COR), tiene el soporte amputado y medir lo siguiente.
   1. Mida la distancia desde la parte superior (labio) de la prótesis a la COR de rodilla; si el Comité de las Regiones de la rodilla se sienta inferior al reborde de la prótesis de este valor debe registrarse como un valor negativo.
   2. Mida la distancia entre la COR de la rodilla y el tobillo COR. El CDR tobillo se supone que es en una ubicación similar a la de la tobillo intacta.
3. Con la prótesis y el manguito subyacente quitar, tomar varias medidas de la extremidad residual utilizando una cinta métrica flexible. Utilice estas mediciones para estimar las propiedades inerciales de la extremidad residual basado en el modelado de la extremidad residual como el tronco de un cono circular recto ^6,21 y suponiendo una densidad de tejido uniforme de 1,1 g ∙ cm ^{-3 13.}
   1. Mida la circunferencia proximal de la extremidad residual. Esta circunferencia debe medirse como la circunferencia más grande cerca de la articulación de la rodilla ( por ejemplo, por lo general alrededor de dos dedos de ancho a partir de la articulación de la rodilla).
   2. Mida la circunferencia distal de la extremidad residual. Esta circunferencia debe medirse en el último prominencia ósea en el extremo distal de la extremidad residual.
   3. Medir la longitud de la extremidad residual como la distancia desde la cabeza del peroné a la mayoría aspecto distal de la extremidad residual.
4. Extraiga el alojamiento interior del bastidor de oscilación quitando el eje. Ponga revestimiento del amputado y cualquier capa de la amputado está utilizando actualmente en el zócalo de la prótesis. A continuación, colocar de forma segura la prótesis con el zapato todavía en dentro de la jaula de oscilación interior (Figura 1). En este sistema, dos placas ajustables deslizan horizontalmente y cuando se aprieta en posición segura la parte superior de la prótesis dentro de la jaula. Para el pie de la prótesis utilizar una correa de velcro para fijarlo en la placa distal de la jaula.
5. Vuelva a colocar la caja interior dentro del bastidor de oscilación. Secure el eje y asegúrese de que el brazo de suspensión de la jaula interior se alinea con el tornillo de fijación que ajustar el ángulo de oscilación a menos de 5 °.
6. Recoge tres ensayos de oscilación con la prótesis colocada en la jaula interior. El período de oscilación representará el tiempo que se tarda en completar una oscilación completa con el balanceo jaula interior bajo su propio peso y influenciada sólo por la gravedad. Para comenzar un ensayo de oscilación tire de la jaula interior hacia atrás hasta que toque el tornillo de ajuste y luego moverlo hacia adelante hasta que el espacio entre el tornillo de fijación y la jaula interior es visible. Registre el tiempo promedio para un ciclo completo de oscilación para cada ensayo.
7. Antes de pasar a las mediciones de mesa reacción, medir y registrar las siguientes dimensiones de la jaula interior con la prótesis aún fija en el bastidor usando calibres digitales o una cinta métrica flexible. Se utilizarán estas medidas si los cambios en la configuración de la jaula interna al retirar la prótesis en el paso 1.9 ytambién durante las estimaciones de las propiedades de inercia del sistema. Estas medidas son más fáciles de llevar con la jaula interior en posición horizontal y apoyada sobre los bordes de las cuchillas para la prueba de la placa de reacción.
   1. Medir la distancia entre la placa ajustable superior y el miembro transversal fijo en la parte superior de la jaula interior.
   2. Medir la distancia entre la placa ajustable inferior y el miembro transversal fijo en la parte superior de la jaula interior.
   3. Medir la distancia entre la placa ajustable inferior y el miembro transversal fijo en la parte inferior de la jaula interior.
   4. Mida la longitud de la placa de reacción; esta es la distancia entre las ubicaciones de los dos bordes de cuchilla que se utilizarán como soportes durante la prueba de la placa de reacción.
8. Coloque el bastidor y prótesis en la configuración de tablero de reacción. Asegúrese de que el medidor indique cero en este punto. Coloque un extremo de la jaula interior sobre la escala, y posicionar el borde de cuchillo en la parte inferior de la ijaula nner de manera que no hay tensión creada entre los dos bordes de cuchillo y la jaula interior es de nivel. Levante el extremo escala varias veces y colocar de nuevo hacia abajo en la escala. Una vez que se logra una lectura constante de la escala, registre este valor.
9. Retire la prótesis de la jaula interior. Si las placas superior y / o inferior tenían que ser trasladado a retirar la prótesis, devolver las placas a su posición original utilizando las dimensiones medidas en el paso 1.7. Una vez que las dimensiones de la jaula son lo que eran con la prótesis en la jaula, repita el paso 1.8 para grabar la placa de reacción de leer para apenas la jaula.
10. Retire la zapata de la prótesis y medir la masa de la zapata, seguido por la masa de la prótesis sin el zapato.
11. Tome varias mediciones de la prótesis.
    1. Medir la distancia entre CDR de tobillo y la superficie plantar del pie.
    2. Mida la longitud del pie protésico sin el zapato.
    3. Coloque el zapato de nuevo en el prosthesis y medir la distancia desde la CDR tobillo para suela de zapato y la longitud del pie con el zapato.
12. Vuelva a colocar la caja interior dentro del bastidor de oscilación asegurándose de que la esquina negro con cinta reflectora está más cerca de la fotocélula. Asegure el eje y asegúrese de que el brazo de suspensión de la jaula interior se alinea con el tornillo de fijación que ajustar el ángulo de oscilación a menos de 5 °. Recoge 10 ensayos de oscilación, donde se grabará esta vez sólo el primer período de oscilación de cada ensayo. Nota: Vea el Apéndice A para obtener una explicación acerca de por qué usamos sólo el primer periodo de oscilación cuando la jaula interior se hace oscilar por sí mismo sin la prótesis.

2. Ecuaciones matemáticas para estimar Prótesis Inercia

1. Ajuste de masa corporal para dar cuenta de la masa reducida de la prótesis antes de la estimación de segmento intacto propiedades inerciales usando la siguiente ecuación:
   donde ABM es la masa corporal ajustada, MBM es la masa corporal medida con la prótesis colocada, _pros m es la masa de la prótesis, M es la masa _residual de la extremidad residual (estructuras anatómicas debajo de la rodilla que queda después de la amputación), y c (0.057 para los hombres; 0,061 para las mujeres) es el porcentaje de ABM explica por el vástago intacto y pies ^8.
2. Estimación de las propiedades inerciales del muslo, pierna y pie de la pierna intacta y el muslo de la pierna de prótesis sobre la base de la ABM y sus respectivas longitudes de segmento ^8.
3. El centro de la prótesis de la ubicación de masas se expresó por primera vez en relación con el eje de referencia (Figura 2):
   _{Pros_ax} CM = (Lrxn * _(pros R _{+ marco} - _marco R)) / m _pros (2)
   donde Lrxn representa la distancia entre los puntos de apoyo, _{los profesionales} de I _{+ marco} representa la lectura de la escala para el marco de prótesis y de aluminio juntos, R representa el _{marco de} lectura de la escala para sólo el marco, y m representa la masa _ventajas de la prótesis.
4. Sobre la base de la distancia entre ejes de oscilación y de referencia (Losc_ref) la posición del centro de masa de la prótesis se expresa en relación con el eje de oscilación:
   _{Pros_osc} CM = Losc_ref - CM _{pros_ax} (3)
   Esto es necesario en los cálculos posteriores del momento de inercia de la prótesis con respecto a este eje de oscilación.
5. Finalmente, la posición del centro de masa se expresa con relación al extremo proximal del encaje protésico basado en la distancia entre el eje de oscilación y la placa de extremo superior ajustable (d_plate):
   CM _{pros_prox} = CM _{pros_osc} - d_plate (4)
6. Calcule el momento de inercia para cada condición (jaula sola y jaula + prótesis):
   977eq5.jpg "/> (5)
   donde _{el eje} I es el momento de inercia con respecto al eje de oscilación, τ es el período medio de una oscilación, m es la masa del sistema, g es la aceleración debida a la gravedad, y d es la distancia entre el eje de oscilación y el centro de masa del sistema. El momento de inercia de la prótesis en relación con el eje de oscilación se calcula como la diferencia entre _{el eje} I de la jaula solo y _{el eje} I de la jaula más prótesis. El teorema de eje paralelo se utiliza entonces para expresar el momento de inercia de la prótesis alrededor de un eje transversal a través de articulación de la rodilla.
7. Combinar las propiedades inerciales de la extremidad residual y la prótesis para determinar la masa, centro combinado de posición de la masa en relación con la rodilla, y usando el teorema de eje paralelo expresar el momento de inercia del sistema alrededor de un eje transversal a través del centro de masa combinada de la ubicación .

3. DistributingPrótesis Inercia en segmentos de pie y mango

Para distribuir las propiedades inerciales de la prótesis y el paciente en un pie (sólo pie protésico) y el segmento de caña (encaje protésico, pilón, y muñón) para inversas dinámica del segmento modelado propiedades inerciales fueron determinados con base en los datos de una prótesis desmantelado. La masa total de la prótesis fue desmantelado 2.126 kg, con una masa de socket (como la masa pilón) de 1.406 kg y una masa pie de 0,72 kg. De este modo, el 66% de la masa total de la prótesis se asignó al encaje protésico y el 34% se asignó a los pies. Se realizó un análisis de sensibilidad para determinar el efecto que esto tuvo en el momento estimado de la inercia de la prótesis de la articulación de la rodilla. Este análisis se basó en mediciones experimentales de las propiedades inerciales de seis abajo prótesis de rodilla de Mattes et al. ²¹ (los datos fueron obtenidos a través de la comunicación personal con los autores). Cuando los prosla caña y el pie masas sintéticos se determinaron en función de Leva ⁸ (pie = 24%; vástago = 76% de la masa total de la prótesis), el momento de inercia total de la prótesis de la articulación de la rodilla se subestimó en aproximadamente un 5% en comparación con el actual valor experimental estima utilizando una técnica de oscilación. El uso de porcentajes sobre la base de la prótesis desmantelado para el pie (34%) y el vástago (66%) las masas, el momento de inercia total de la articulación de la rodilla se había sobrestimado en aproximadamente un 2% en comparación con la medida experimental.

1. Distribuir la masa prótesis entre el pie protésico (34%) y el zócalo (66%) segmentos basados ​​en mediciones de una prótesis desmantelado.
2. Ubicación COM del pie protésico se determinó sobre la base de las ecuaciones de regresión para un pie intacto ^8. Este paso se basó en los resultados de los análisis de sensibilidad de Miller ²⁵ y Czerniecki et al ^24. Miller ²⁵ estima conjunta momentos resultantes en el knee usando: a) las mediciones directas de las propiedades inerciales de prótesis, y b) utilizando las propiedades inerciales de prótesis estimados a partir de regresiones ecuaciones para un vástago intacta y el pie. La diferencia media entre los perfiles de rodilla momento para los dos métodos diferentes y por dos sujetos fue de aproximadamente 3 N · m. Esta diferencia en magnitud promedio ascendió a menos del 2% del momento de pico de la rodilla durante la postura. Czerniecki et al. ²⁴ desmantelado varias prótesis debajo de la rodilla y equilibrada del pie protésico de un hilo para determinar su ubicación COM. Cuando compararon estos resultados con los cálculos basados ​​en las ecuaciones de regresión para un pie intacto, encontraron que había poca diferencia entre las dos estimaciones.
3. MOI de la prótesis de pie alrededor de un eje transversal aunque su COM se determina usando de ⁸ regresiones de Leva para un pie intacto y la masa estimada del pie de la Etapa 1. MOI de los pies también se expresa en relación a la articulación de la rodilla using el teorema de eje paralelo.
   (6)
   (7)
4. Ubicación COM del encaje protésico (CMpros_sock) se determinó mediante la combinación de una estimación de la posición COM para toda la prótesis (CMpros_limb; no incluyendo las propiedades inerciales de las extremidades residuales), obtenida con una técnica de placa de reacción, y la ubicación COM asignado de la prótesis pie con respecto a la articulación de la rodilla (CMpros_ft) de la Etapa 3.2. El CMpros_sock se vio obligado a acostarse en una línea recta entre la rodilla y el tobillo y se determinó como:
   (8)
5. MOI de la prótesis de pie alrededor de un eje cuando la articulación de la rodilla se restó de la medición experimental para MOI de toda la extremidad protésica sobre la articulación de la rodilla (Iknee_limb) para determinar MOI de sólo el encaje protésicosobre la articulación de la rodilla (Iknee_sock). A continuación, el teorema de los ejes paralelos se aplicó a expresar MOI del encaje protésico alrededor de un eje a través de su COM (Icm_sock).
   (9)
   (10)
6. Las propiedades inerciales de la extremidad residual (estructuras anatómicas que quedan por debajo de la rodilla después de la amputación) se combinaron con las propiedades inerciales de la caña de la prótesis, que se utilizaron como las propiedades inerciales del segmento vástago en el lado protésico en el modelo de la dinámica inversa.
   (11)
   (12)
   (13)
   (14)

Resultados

Propiedades inerciales de la pierna de prótesis distal a la rodilla fueron inferiores a los de la pierna intacta (Tabla 1). Como promedio entre los participantes, la masa lado protésica era 39% menos, momento de inercia alrededor de un eje transversal a través de la rodilla era 52% menos, y el centro de ubicación de la masa era 24% más cerca de la rodilla en comparación con los valores para la pierna intacta.

Sujeto	Intacto * Masa (kg)	Pros † Masa (kg)	Est. Diferencia de masa (kg)	‡ Iknee intacta (kg · m 2)	Pros Iknee (kg · m 2)	CM intacta debajo de la articulación de la rodilla (m)	Pros cm por debajo de la articulación de la rodilla (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
La media ± STD	6,17 ± 0,51	3,80 ± 0,66	2,36 ± 0,38	0,578 ± 0,109	0,274 ± 0,063	0.258 y# 177; 0.022	0,196 ± 0,013

^* Intacto se refiere a los valores de la caña intacta combinado y el pie.
^† Pros se refiere a los valores de la prótesis combinada y muñón.
^‡ Momento de inercia alrededor de un eje transversal a través de la rodilla.

Tabla 1. Comparación de las propiedades de inercia entre las prótesis e intactos desde la rodilla hacia abajo.

Fuerzas conjuntas resultantes (Figura 3) y momentos (Figura 4) en el tobillo, la rodilla y la cadera se vieron afectados por los parámetros inerciales utilizados en el modelo de la dinámica inversa. Específicamente, la cinética de conjuntos se redujeron durante la iniciación de oscilación (~ 65% de ciclo de la marcha) y de terminación de oscilación (~ 95% del ciclo de andar) cuando se usaron medidas directas de la inercia de prótesis en las evaluaciones de la dinámica inversa en comparación con regresiones basados ​​en la anatomía intacta ( las figuras 3 y 4). Durante postura, se observaron una serie de diferencias estadísticas. El tamaño del efecto más grande de cualquier diferencia en la postura se observó para la cadera anterioposterior fuerza conjunta resultante (ES = 0,86). Aunque este tamaño del efecto es grande y todavía se considera como parte de la postura, se produjo el valor máximo para esta medida durante la posición terminal (~ 52%), o como la rama estaba en transición hacia swing. Los tamaños del efecto para todos los demás significant diferencias observadas durante la posición variaron desde 0,01 hasta 0,41, que se considera pequeños efectos con el mayor de estos valores que se observan en las fuerzas de reacción conjuntos resultantes de la cadera. Aunque no se encontraron diferencias significativas durante el apoyo, estas diferencias cuando se considera en términos de la magnitud de la diferencia (es decir, el tamaño del efecto) podrían llevar a cuestionar el significado de estas diferencias.

Figura 3. Fuerzas de reacción conjuntas resultantes del tobillo, rodilla y cadera en el anterioposterior (paneles de la izquierda) y en dirección vertical (paneles de la derecha). Los datos fueron promediados a través de temas para su presentación. La fase de apoyo comienza en 0% del ciclo de andar con el contacto del pie y termina en aproximadamente el 60% del ciclo de la marcha con despegue de los dedos. Oscilación continúa hasta el próximo contacto del pie de tél mismo la pierna al 100% del ciclo de andar. Haga clic aquí para ver una versión más grande de esta figura.

Figura 4. Conjunta momentos resultantes sobre un eje transversal (aka, eje mediolateral) a través del tobillo, la rodilla y la cadera. Los datos fueron promediados a través de temas para su presentación. La fase de apoyo comienza en 0% del ciclo de andar con el contacto del pie y termina en aproximadamente el 60% del ciclo de la marcha con despegue de los dedos. Oscilación continúa hasta el siguiente contacto con el pie de la misma pierna al 100% del ciclo de la marcha.

Tabla 2. Pico reacción conjunta resultantefuerzas y momentos en promedio entre los sujetos y las comparaciones estadísticas entre los dos modelos de inercia de la cinética de las articulaciones del lado protésico Notas:. media de los datos se presentan como media (desviación estándar). % Columna Gait Cycle representa el porcentaje promedio en los temas en los que el valor máximo se produjo para esa variable. P <0,05 consideró significativo.

Discusión

Una técnica a bordo de oscilación y la reacción fue presentado para la estimación de las propiedades inerciales de prótesis debajo de la rodilla. Este sistema fue validado y demostró ser confiable cuando se estiman las propiedades inerciales de sólidos geométricos conocidos (Apéndice A). Prótesis de extremidades propiedades inerciales de un grupo de amputados tibiales, unilaterales se estimaron de dos maneras: a) mediante la medición directa utilizando técnicas de oscilación y la junta de reacción, y b) utilizando las ecuaciones de predicción estándar creados por los miembros intactos. Las estimaciones de propiedad inerciales resultantes de la prótesis fueron sustancialmente diferentes de dos enfoques. Esta diferencia en las propiedades inerciales resultado significativamente diferentes estimaciones de la cinética de las articulaciones al caminar, con mayores diferencias se observaron durante el balanceo.

Aunque las diferencias significativas en la cinética de las articulaciones se produjeron durante la posición usando las dos estimaciones de parámetros inerciales diferentes, estas diferencias fueron scentro comercial cuando se consideran los efectos de los tamaños de estas diferencias y en comparación con las diferencias observadas en swing. En la mayoría de los estudios del movimiento humano, estas diferencias estadísticamente significativas durante postura no pueden tener un impacto en los resultados en el estudio. Fuerzas de reacción del suelo tienen una gran influencia en las magnitudes globales momento de articulaciones de las extremidades inferiores durante la fase de apoyo de la marcha. ^17-19 A pesar de que existen diferencias significativas en los parámetros inerciales para ambos modelos, estas diferencias no fueron suficientes para superar la importancia de la terreno fuerza de reacción contribución a la producción conjunta momento durante el apoyo. Miller ²⁵ también sugerido previamente que las propiedades inerciales de la parte protésica tuvieron poco efecto en las magnitudes de la extremidad cinética de articulación inferior durante la fase de apoyo de la carrera. Sin embargo, Miller ²⁵ sólo tuvo en cuenta las diferencias en la masa y posición del centro de masa de la extremidad cuando se altera el procarácter inercial de las extremidades Sthetic para el modelo de la dinámica inversa. Las diferencias en el momento de inercia no se tuvieron en cuenta en el modelo, pero se sugirió que, incluso si el momento de inercia se duplica o se reduce a la mitad probablemente tendría poco efecto sobre la magnitud del momento articulación. El término Iα en la ecuación de movimiento representó menos del 3% del momento articulación global en un momento dado durante la fase de apoyo de la carrera. En términos absolutos, se observó el mayor cambio en la magnitud del momento de nuestro estudio en el momento articulación de la cadera en el ~ 11% del ciclo de la marcha, donde el incremento medio fue de magnitud ~ 2 N · m. Esto fue aproximadamente la mitad del incremento de magnitud que se observó por Miller ²⁵ durante la fase de apoyo de la carrera. Nuestros resultados combinados con los de Miller sugieren que las medidas directas de la inercia de prótesis, incluyendo el momento de inercia, tienen sólo un efecto pequeño o insignificante sobre las magnitudes de momento conjuntos de la cadera y la rodilla durante la Stance fase de caminar o correr.

Con respecto a la fase de balanceo de la marcha, la elección del modelo de inercia tiene un impacto significativo en las magnitudes de las extremidades inferiores cinética de conjuntos. Durante oscilación, no hay gran fuerza externa, tales como la fuerza de reacción del suelo durante el apoyo. El movimiento de la extremidad es mucho más dependiente de la inercia en el sistema y las interacciones entre los segmentos. Esto se reflejó en los grandes cambios en las magnitudes cinéticas conjuntas observadas cuando se utilizaron los dos modelos inerciales diferentes en el análisis de la dinámica inversa. El uso de ecuaciones de regresión basados ​​en la anatomía intacta para modelar la prótesis durante el swing, sugirió que era necesario un esfuerzo muscular mayor que cuando se utilizaron las propiedades inerciales de medición reales de la prótesis.

La técnica descrita en este trabajo para medir directamente las propiedades inerciales de una prótesis debajo de la rodilla tiene varias limitaciones. Hemos descrito los métodos de unnd hizo mediciones de las propiedades de inercia de las piernas sólo para los análisis de plano sagital. Las mejoras a este sistema incluyen la creación de una estructura de jaula interior que podría ser suspendido de tres ejes diferentes de manera que todos los tres momentos de inercia principales podrían ser medidos. Además, la técnica de placa de reacción podría ser utilizado para todos los tres planos para medir la ubicación tridimensional del centro de la prótesis de la masa. Otra de las mejoras que se podrían hacer las estimaciones del muñón masa ligeramente más exacto sería el uso de una evaluación volumétrica según lo descrito por Czerniecki y sus colegas ²⁴ en el que el muñón se suspende en un cilindro de agua para estimar su volumen, mientras que una densidad de tejido uniforme es aplicado para estimar la masa de la extremidad. Además, en lugar de utilizar un porcentaje supuesto para distribuir la masa total de la prótesis entre el encaje protésico y el pie, cada prótesis podría ser desarticulado en el tobillo de manera que cada componente podría ser weighed de forma independiente. Otra limitación de nuestra técnica es que requiere un tiempo adicional durante una sesión experimental. En general, el uso de nuestra técnica para medir directamente la inercia prótesis probablemente añadirá 30 minutos al tiempo total necesario para una sesión de recogida de datos.

Debido a nuestra pequeña muestra de debajo de la rodilla con prótesis diseños similares (es decir, de bloqueo y de pin suspensiones y de respuesta elástico dinámico pies protésicos), el desarrollo de las recomendaciones definitivas para la estimación de las propiedades inerciales de debajo de la rodilla prótesis porcentajes simples del intactas las propiedades de inercia del miembro es problemático . Sin embargo, la combinación de nuestros resultados con las estimaciones de inercia para prótesis debajo de la rodilla de otros estudios ^20,21,23 y comparar estos resultados a la inercia estimaciones para las extremidades intactas, algunas tendencias consistentes se hacen evidentes. En comparación con la extremidad intacta, la masa de la parte protésica es consistentemente 30-40% menos, la ubicación COM es 25-35% Cperdedor a la articulación de la rodilla, y el Ministerio del Interior es de 50-60% menos de alrededor de un eje transversal a través de la articulación de la rodilla.

En conclusión, el uso de ecuaciones de regresión para un vástago intacta y el pie para modelar las propiedades inerciales de una prótesis debajo de la rodilla afectará la magnitud de las estimaciones cinéticos conjuntas durante el swing, pero sólo tendrá un impacto pequeño o mínimo en estas magnitudes durante el apoyo. Por lo tanto, para los investigadores centrarse sólo en la fase de apoyo de la locomoción utilizando las propiedades inerciales de la extremidad intacta para modelar el lado protésico no es probable alterar las conclusiones del estudio. Sin embargo, para aquellos interesados ​​en la cinética de la fase de balanceo, las mediciones directas de las propiedades inerciales de prótesis deben ser consideradas para evitar tergiversar la verdadera dinámica de oscilación de prótesis de la pierna.

Apéndice A

Fiabilidad y Validez de momento de inercia y centro de estimaciones de masas

Para evaluar la fiabilidad y validitY de nuestras mediciones experimentales de prótesis momento de inercia y la posición del centro de masa, se realizaron dos experimentos simples. En el primer experimento, los momentos de inercia y el centro de los lugares de masas de cuatro objetos se estimaron experimentalmente en tres ensayos separados. Los cuatro objetos fueron: 1) 9 x 9 x 61 cm bloque de madera tratada (masa = 2,8 kg), 2) 9 x 9 x 64 cm de bloques de madera sin tratar (masa = 2,5 kg), 3) 7 x 9 x 65 cm de bloques de madera sin tratar (masa = 1,8 kg), y 4) 61 cm de largo pedazo de tubo de PVC con diámetro interior y de 8 cm y un diámetro exterior de 9 cm (masa = 0,8 kg). Una técnica de oscilación ¹² se utilizó para estimar momento de cada objeto de inercia alrededor de un eje transversal a través de su centro de masa. Cuando un objeto oscila alrededor de un eje fijo, el periodo de oscilación (τ) del objeto es proporcional al momento del objeto de inercia alrededor de ese eje fijo. Si la amplitud de la oscilación es inferior a 5 º con respecto a una posición neutral,el momento de inercia del objeto puede ser estimado basado en el movimiento de un péndulo simple:

(A.1)

donde _{el eje} I es el momento de inercia con respecto al eje de oscilación, m es la masa del sistema, g es la aceleración debida a la gravedad, y d es la distancia entre el eje de oscilación y el centro de masa del sistema.

Una técnica a bordo de reacción se utilizó para estimar el centro de cada objeto de la ubicación de masas. Se asumió equilibrio estático _(Momentos Σ = 0) y los momentos producidos por el peso del objeto, el peso de la trama, y la fuerza de reacción se resumió alrededor de un eje de referencia fijo. El momento de inercia y la posición del centro de masa de cada objeto también se estima con base en ecuaciones geométricas simples. Nuestras medidas experimentales se compararon con éstos estimatio geométricans para evaluar la validez. La fiabilidad de las estimaciones para el centro de la ubicación de masa y momento de inercia se evaluó mediante dos (uno para la estimación de COM y uno para la estimación MOI), único modelo lineal general del factor ANOVA, con 3 medidas repetidas que reflejan los tres ensayos. Coeficientes de correlación intraclase (CCI) también se calcularon para determinar la repetibilidad de nuestras estimaciones.

En un segundo experimento, se evaluó la fiabilidad de nuestro período de oscilación (τ) de medición. τ se midió durante 10 ensayos consecutivos con sólo la estructura de aluminio suspendida del eje de oscilación y 10 ensayos consecutivos, con un bloque de madera (masa = 2,8 kg, dimensiones = 9 x 9 x 61 cm) fijado en el marco de aluminio y ambos suspendidos de la eje de oscilación. Durante cada ensayo, se midió τ durante 10 oscilaciones consecutivas utilizando una célula fotoeléctrica cuya tensión de salida varía en base a la intensidad de la luz reflejada. La fiabilidad de nuestra medición de τ fue unssessed usando cuatro, factor único modelo lineal general ANOVA, con 10 medidas repetidas. Dos (uno para el marco sólo los ensayos y otra para ensayos de bastidor + Bloque) ANOVA se utiliza para determinar si τ difería entre oscilaciones consecutivas (es decir, la matriz de datos fue instalado de manera que el factor era períodos consecutivos de oscilación dentro de un ensayo dado). A continuación, las matrices de datos se hicieron girar en 90 ° de modo que el factor fue ensayos consecutivos y dos ANOVAs más se utiliza para determinar si τ difirió entre los ensayos consecutivos. Coeficientes de correlación intraclase (CCI) también se calcularon para determinar la repetibilidad de las mediciones.

Los resultados del Experimento 1 - Los Cuatro objetos

Momento de cada objeto de inercia alrededor de un eje transversal a través de su centro de masa (I_obj_cm) fue sobrestimado sistemáticamente (por ~ 5% para los bloques de madera y por ~ 12% a los tubos de PVC) en comparación con las estimaciones basadas en cada objectR17; s masa y la geometría (Iz) (Tabla 3). Nuestras estimaciones, sin embargo, eran extremadamente fiable. No hubo diferencia en el momento de inercia media (F _2,6 = 0,154, p = 0,861) para los cuatro objetos a través de los tres ensayos. Además, los CCI reveló que entre los ensayos nuestro momento de la estimación de la inercia era altamente repetible (ICC = 1.00). Así, aunque nuestra estimación tiende a sobreestimar momento del objeto de la inercia frente a la estimación geométrica nuestras estimaciones son fiables.

Nuestro centro de estimación de posición de la masa usando una técnica bordo reacción fue consistente con estimaciones basadas en el supuesto de una densidad uniforme y un modelo geométrico. Las diferencias fueron menos de 1%. No hubo diferencia en el centro medio de la ubicación de masa (F _2,6 = 1,126, p = 0,384) para los cuatro objetos a través de los tres ensayos. Además, los CCI reveló que entre los ensayos de nuestro centro de cálculo de masas era altamente repetible (ICC> 0,99). Por lo tanto,nuestro centro de estimaciones de masas eran válidos y confiables.

.. Tabla 3 Nuestras estimaciones experimentales de momentos de inercia y el centro de los lugares de masa para los cuatro objetos en comparación con las estimaciones basadas en la masa y la forma de cada objeto Haga clic aquí para obtener una vista ampliada de la tabla. Definiciones de variables: mframe = masa de el marco de aluminio; mobject = masa del objeto; t_frame = período de oscilación de sólo el marco; período de oscilación se determinó como la media de 10 oscilaciones consecutivos y a través de tres ensayos consecutivos. t_object = período de oscilación del bastidor y oponerse juntos; determinado el mismo que t_frame; I_Frame_osc = I del marco con respecto al eje de oscilación;I_Frame_obj_osc = I del marco más objeto en relación con el eje de oscilación; I_obj_osc = I del objeto en relación con el eje de oscilación; I_obj_cm = I del objeto alrededor de un eje que pasa por el centro del objeto de la masa; Iz = predicción teórica de que sobre CM del objeto utilizando las siguientes ecuaciones de predicción geométricas:
PVC: ; donde R es el radio exterior, r era radio interior, y h es la longitud
Madera: ; donde a es la longitud y b es la anchura de ubicación CM geométricos se predijo un 50% de la longitud del objeto.

Los resultados del Experimento 2 - período de oscilación (τ) Evaluación

Cuando se suspendió el marco de aluminio solo desde el eje de oscilación y se balanceó, τ consistente y sistemática disminuyó (F _9,81 = 123,25, p <0,001) en los 10 primeros oscilaciónciones por aproximadamente 6 mseg en los 10 ensayos de oscilación (Figura 5, panel izquierdo). Entre los ensayos, se encontró también el período medio de la oscilación a diferir significativamente (F _9,81 = 13,97, p <0,001) cuando se hizo oscilar sólo el marco. Sin embargo, los CCI reveló que dentro de un ensayo dada la disminución sistemática de τ durante los primeros 10 oscilaciones era repetible (ICC = 0.99). Cuando la trama y bloque de madera (m = 2,797 g) se balanceaban juntos, τ no cambió durante los primeros 10 oscilaciones (F _9,81 = 3,031, p = 0,116) y los medios a través de τ 10 ensayos consecutivos, no difirieron significativamente ( F _9,81 = 3,533, p = 0,093) (Figura 5, panel derecho). CCI para los ensayos de marco además de objetos sugieren que dentro de un juicio τ dado no es repetible de oscilación de oscilación (ICC = 0.17). Estos datos sugieren que para el marco de ensayos sólo τ se estima mejor como una media de la primera oscilación a través de una serie de tri ALS y que cuando se hace oscilar un objeto con características similares a las de una prótesis debajo de la rodilla, τ se estima mejor como la media a través de oscilaciones consecutivas y a través de un número de ensayos.

Figura 5. Período de oscilación medida para (A) Marco de aluminio solamente y (B) el marco y el bloque de madera (masa bloque = 2,8 kg, las dimensiones del bloque = 9 x 9 x 61 cm). Cada panel muestra 10 ensayos separados con el primer 10 oscilaciones de cada ensayo aparecen. Con sólo el marco suspendido del eje de oscilación (panel izquierdo), τ disminuyó sistemáticamente durante los primeros 10 oscilaciones. Sin embargo, cuando se añadió un bloque de madera para el marco, τ no varió sistemáticamente a través de las primera 10 oscilaciones (panel derecho).

Sensibilidad del momento de inercia de periodo de oscilación

t "> Debido a que los resultados del experimento 1 sugieren nuestras estimaciones del momento de un objeto de inercia se sobreestiman constantemente y los resultados del experimento 2 sugieren que τ de la trama se reduce durante los primeros 10 oscilaciones, se realizó un análisis de sensibilidad para determinar el mejor método para cuantificar . τ para el marco sólo los ensayos y el marco más ensayos de objeto (tabla 4) τ es directamente proporcional al momento de inercia de un objeto:

(A.2)

donde _{el eje} I es el momento de inercia con respecto al eje de oscilación, m es la masa del sistema, g es la aceleración debida a la gravedad, y d es la distancia entre el eje de oscilación y el centro de masa del sistema. Por lo tanto, si τ disminuye, también lo hace _{el eje} I porque m, g, y d son constantes dentro de un ensayo dado. Como nos ESTIaparearse el momento de inercia de un objeto como:

I _obj = I _{+ obj marco} - Si _rame (A.3)

subestimar el momento de inercia de la trama _(trama I) producirá un mayor momento de inercia estimación para el objeto _(OBJ I), que es consistente con nuestras estimaciones en el experimento 1. Figura 6 muestra τ de experimento 1 tanto para sólo el marco ensayos y el marco, más ensayos de objeto para el objeto más ligero y objeto más pesado. Esta cifra pone de manifiesto que para los objetos más pesados ​​(por ejemplo, por debajo de la prótesis de rodilla) no hay una disminución evidente en τ durante los primeros 10 oscilaciones, pero para los objetos ligeros, hay una disminución sistemática leve en τ.

Tabla 4. Comparación de loscuatro métodos diferentes para determinar el período de oscilación. El objeto utilizado en este análisis fue el cm bloque de madera tratada a 9 x 9 x 61. Condición C produce la mejor estimación del momento del objeto de inercia cuando se compara con una estimación teórica alternativa basada en la masa del objeto y la geometría. Haga clic aquí para obtener una vista ampliada de la tabla. Notas: Definiciones de variables son las mismas que el Cuadro 3 Estado. A: t_frame y t_object se calcularon como el período promedio de oscilación de 10 oscilaciones consecutivas a través de 3 ensayos Condición B:. t_frame y t_object se calcula como la media del primer período de la oscilación a través de 3 ensayos separados Condición C:. t_frame se determinó como en la Condición B; t_object se determinó como en la Condición A. Condición D: t_frame se determinó como enCondición A; t_object se determinó como en la Condición B.

Figura 6. Los períodos de oscilación de los objetos más pesados ​​y más ligeros. Los paneles de la izquierda muestran los primeros 10 períodos de oscilación de tres ensayos para sólo el marco y los paneles de la derecha muestran la misma para el marco, más ensayos de objetos. Como en el experimento 2, hay una disminución sistemática en τ lo largo de los primeros 10 oscilaciones cuando se hace oscilar sólo el marco. Cuando el objeto pesado se hizo oscilar (m = 2,797 kg), no hubo una disminución sistemática en τ. Sin embargo, se observó una ligera disminución en τ cuando se hizo oscilar el objeto luminoso (m = 0,716 kg). Típica masa prótesis debajo de la rodilla se ha informado de rango de 1.2 a 2.1 kg ^20,21. Por lo tanto, incluso para las prótesis más ligeras, τ no debeexhibir una disminución sustancial en los primeros 10 oscilaciones.

Conclusión

Cuando se hace oscilar el marco de aluminio solo, el periodo de oscilación se determina como la media de la primera oscilación de 10 ensayos de oscilación. Cuando se hacen oscilar el marco y la prótesis de aluminio, el periodo de oscilación se determina como la media de 30 oscilaciones (3 ensayos, 10 oscilaciones consecutivos dentro de cada ensayo).

Materiales

Lista de materiales utilizados en este artículo

Nombre	Empresa	Número de catálogo	Comentarios
Bastidor de oscilación & Tablero de reacción	Jaula exterior hecha		a medida de aluminio 80/20, jaula interior de varios espesores de sólido de aluminio.
Escala de
NI	LabView National Instruments		Software para registrar pulsos TTL de fotocélulas infrarrojas.
BNC-1050 Caja de	conexiones BNC de National Instruments con conexiones directas de clavijas a la tarjeta de adquisición de datos.
MATLAB	Mathworks Inc.		Software para el procesamiento de datos de oscilaciones y tableros de reacción para predecir las propiedades inerciales de las prótesis.