Methodenartikel

Het bepalen en controleren van extern vermogen tijdens regelmatige handrim rolstoelaandrijving

7.6K weergaven

⸱

DOI:

10.3791/60492

⸱

5 februari 2020

 ,  ,  ,  ,  , 
1Center for Human Movement Sciences, University Medical Center Groningen, 2Amsterdam Rehabilitation Research Center Reade, Amsterdam, 3Research Institute MOVE, Faculty of Behavioral and Human Movement Sciences, VU University, 43M, Delft University of Technology, Delft, 5Center for Rehabilitation, University Medical Center Groningen

In dit artikel

Samenvatting

Nauwkeurige en gestandaardiseerde beoordeling van het externe vermogen is cruciaal bij de evaluatie van fysiologische, biomechanische en waargenomen stress, spanning en capaciteit bij handmatige rolstoelaandrijving. Het huidige artikel presenteert verschillende methoden om het vermogen te bepalen en te controleren tijdens rolstoelvoortstuwingsstudies in het laboratorium en daarbuiten.

Samenvatting

Het gebruik van een handmatige rolstoel is cruciaal voor 1% van de wereldbevolking. Menselijk aangedreven mobiliteit onderzoek op wielen is aanzienlijk gerijpt, wat heeft geleid tot verbeterde onderzoekstechnieken beschikbaar komen in de afgelopen decennia. Om het inzicht in de mobiliteitsprestaties op wielen, monitoring, training, vaardigheidsverwerving en optimalisatie van de rolstoelgebruikersinterface in revalidatie, het dagelijks leven en sport te vergroten, wordt de metingsopstellingen en analyses is vereist. Een cruciale springplank is de nauwkeurige meting en standaardisatie van het externe vermogen (gemeten in Watts), wat cruciaal is voor de interpretatie en vergelijking van experimenten die gericht zijn op het verbeteren van de revalidatiepraktijk, activiteiten van het dagelijks leven, en adaptieve sporten. De verschillende methodologieën en voordelen van nauwkeurige vermogensbepaling tijdens bovengrondse, loopband- en ergometergebaseerde tests worden in detail gepresenteerd en besproken. Bovengrondse voortstuwing biedt de meest extern geldige modus voor het testen, maar standaardisatie kan lastig zijn. Loopbandaandrijving is mechanisch vergelijkbaar met bovengrondse voortstuwing, maar draaien en accelereren is niet mogelijk. Een ergometer is de meest beperkte en standaardisatie is relatief eenvoudig. Het doel is om goede praktijken en standaardisatie te stimuleren om de verdere ontwikkeling van theorie en de toepassing ervan tussen onderzoeksfaciliteiten en toegepaste klinische en sportwetenschappen over de hele wereld te vergemakkelijken.

Inleiding

Aangezien naar schatting 1% van de wereldbevolking vandaag de dag afhankelijk is van mobiliteit op wielen1,2, komt er steeds meer een consistente stroom van internationaal onderzoek naar voren in internationale peer-reviewed tijdschriften op uiteenlopende gebieden zoals revalidatie1,3, engineering4en sportwetenschappen5,6. Dit leidt tot een groeiende kennisbasis en begrip van de complexiteit van deze gemeenschappelijke wijze van menselijke ambulation. Voor voortdurende ontwikkeling en implementatie in revalidatie en adaptieve sportpraktijken is er echter behoefte aan verdere internationale uitwisseling en samenwerking in onderzoek. Integraal onderdeel van dergelijke samenwerkingsnetwerken zijn verbeterde standaardisatie van experimentele en meetprocedures en technologie. Bovendien is een consistente implementatie van nauwkeurige monitoring van de prestaties van de rolstoelgebruikerscombinatie in het laboratorium en/of in het veld belangrijk voor een optimaal individueel functioneren en participatie, terwijl een gezonde en actieve levensstijl gedurende de levensduur van het individu wordt gehandhaafd7,8,9.

Experimenteel wordt handmatige rolstoelaandrijving tijdens steady-state ofpiekoefeningsomstandigheden 10,11 vaak benaderd als cyclische beweging van het bovenlichaam met het oog op het onderzoeken van de rolstoelgebruikersinterface12,13, het laden van het bewegingsapparaat14,15,16, en motorisch leren en vaardigheidsverwerving17,18. De gecombineerde biomechanische en fysiologische begrippen van cyclische bewegingen maken het gebruik van de "Power balance", een modelleringsbenadering mogelijk die aanvankelijk werd geïntroduceerd door Van Ingen Schenau19 voor schaatsen en fietsen, en later geïntroduceerd in handmobiliteit op wielen8,20,21. Figuur 1 toont een vermogensbalansdiagram voor handmatige rolstoelaandrijving. Het convergeert van een selectie van kritische prestatiebepalende factoren voor de rolstoel-gebruiker combinatie en de drie centrale componenten (de rolstoel, gebruiker, en hun interface), aan de linkerkant in de lay-out van (bio)mechanische en fysiologische macht noemers en vergelijkingen.

Het vermogen is een belangrijke uitkomstparameter in de context van sport en dagelijks leven, waarbij het piekvermogen zowel betere prestaties kan vertegenwoordigen in aangepaste sporten als het bedieningsgemak tijdens activiteiten in het dagelijks leven22. Bovendien kan het in combinatie met het energieverbruik worden gebruikt om de prestaties te evalueren in termen van bruto mechanische efficiëntie17,18,23 (d.w.z. wanneer een bekwaamer individu minder interne energie nodig zou hebben om dezelfde hoeveelheid extern vermogen te produceren). Vanuit experimenteel oogpunt is het vermogen een parameter die tijdens een test strak moet worden gecontroleerd, omdat veranderingen in het vermogen van directe invloed zijn op alle prestatieresultaten, zoals pushtijd, hersteltijd24en mechanische efficiëntie25. Het beheersen en rapporteren van het vermogen is dan ook essentieel voor alle studies met betrekking tot handmatige rolstoelaandrijving.

Bovengrondse tests is de gouden standaard in termen van geldigheid (d.w.z. traagheid, luchtwrijving, optische stroom en dynamische beweging)26, maar standaardisatie van externe vermogen, snelheid en bijbehorende omgevingsomstandigheden is veel moeilijker, en herhaalbaarheid na verloop van tijd lijdt. Bovengrondse rolstoelgerelateerde studies begonnen in de jaren 196027,28 en gericht op de fysieke belasting van mobiliteit op wielen. Hoewel de gegevens interpretatie en het begrip8,20, begrippen over externe vermogens waren beperkt tot de waarneming van de interne metabole kosten bij het uitvoeren van verschillende activiteiten op verschillende oppervlakken. Tegenwoordig kunnen meetwielen worden gebruikt om het vermogenvan 29,30 en kustverlagende tests31te meten,32 kunnen worden uitgevoerd om de wrijvingsverliezen tijdens de voortstuwing en daarmee het vermogen af te leiden.

Verschillende laboratoriumgebaseerde technologieën werden ontwikkeld voor rolstoelspecifieke oefeningstests33,variërend van een veelheid aan ergometers tot verschillende grootte en merken van loopbanden. Loopbanden worden beschouwd als het dichtst bij bovengrondse testen in termen van geldigheid34 en zijn gebruikt sinds de jaren 1960 voor rolstoel oefening testen35,36. Voorafgaand aan het testen moeten de helling en de snelheid van de loopband regelmatig worden gecontroleerd. Zelfs loopbanden van hetzelfde merk en maken kan aanzienlijk verschillen en verandering in hun gedrag na verloop van tijd37. Voor de bepaling van het externe vermogen wordt een sleeptest20,36 gebruikt voor het totaal van de rol- en interne sleepkracht38van de individuele rolstoelgebruikerscombinatie. De krachtsensor voor de sleeptest moet ook periodiek worden gekalibreerd. Voor de experimentele individualisering van het protocol in termen van algemene externe belasting van het wheeling in de tijd en tussen de proefpersonen, is een katrolsysteem (figuur 2) ontworpen als alternatief voor de vorige hellingsafhankelijke hellingen van de belasting36.

Een ander alternatief voor gestandaardiseerde rolstoel oefening testen is het gebruik van stationaire ergometers33, van eenvoudige off-the shelf ergometer oplossingen39 tot zeer gespecialiseerde computer-based en instrumented ergometers40. Zeer weinigen zijn commercieel beschikbaar. De enorme diversiteit in ergometertechnologie en mechanische kenmerken introduceert grote onbekende mate van variabiliteit onder de testresultaten33. Ergometers en rolstoelen moeten worden aangesloten of inherent versmolten door het ontwerp. Luchtwrijving is niet aanwezig en de waargenomen traagheid is beperkt tot de gesimuleerde traagheid op de wielen, en beweging ervaren in de romp, hoofd en armen tijdens de voortstuwing, terwijl de rolstoelgebruiker is in wezen stationair. De ergometer maakt sprint of anaerobe testen mogelijk, evenals isometrische testen, als de wielen voldoende kunnen worden geblokkeerd.

Een basismethodologie voor handgericht mobiliteitsonderzoek op wielen in labgebaseerde studies wordt gepresenteerd. Ook wordt een korte kijk op de op het veld gebaseerde methodologie voor rolstoelonderzoek en de mogelijke resultaten ervan geboden. Centraal staat het aansturen en meten van het externe vermogen (W) in zowel veld- als laboratoriumexperimenten. De bepaling van het interne vermogen door middel van spirometrie wordt ook toegevoegd, omdat dit vaak wordt gebruikt om de bruto mechanische efficiëntie te bepalen. Naast de implementatie van goede praktijken is het doel om discussies te maken over experimentele standaardisatie en internationale informatie-uitwisseling. De huidige studie zal voornamelijk betrekking hebben op handrim rolstoelvoortstuwing en de meting daarvan, omdat het de meest prominente vorm van handmatige mobiliteit op wielen in de wetenschappelijke literatuur is. De hieronder besproken begrippen zijn echter even geldig voor andere mechanismen voor rolstoelvoortstuwing (bijvoorbeeld hefbomen, cranks41).

Het huidige protocol beschrijft de standaardisatie en meting van het vermogen tijdens bovengrondse, loopband- en rolstoelergometergebaseerde tests tijdens steady-state voortstuwing op 1,11 m/s. Als voorbeeld, zal het rollen wrijving eerst in bovengrondse testen met een kust-beneden test worden bepaald. Met behulp van deze schatting van wrijving, zal het vermogen worden ingesteld in de loopband en ergometer tests met behulp van beschikbare protocollen uit de onderzoeksliteratuur. Voor loopbandtests wordt wrijving bepaald met een sleeptest en wordt het vermogen aangepast met behulp van een katrolsysteem. Voor de ergometertests wordt een computergestuurde ergometer gebruikt om het externe vermogen af te koppelen aan de bovengrondse test.

Protocol

Deze studie is goedgekeurd door de lokale ethische commissie (Ethische Commissie Human Movement Sciences) van het Universitair Medisch Centrum Groningen. Alle deelnemers ondertekenden schriftelijke geïnformeerde toestemming.

1. Studieontwerp en -installatie

  1. Instrueer de deelnemer en verkrijg geïnformeerde toestemming in overeenstemming met de Ethische Commissie van de instelling.
  2. Bepaal de gereedheid voor fysieke activiteit van de deelnemers door een basisbeoordeling uit te voeren met de vragenlijst voor gereedheid van fysieke activiteit42,43.
  3. Voer in-patient screening uit met een arts.
  4. Bepaal een vast vermogen voor alle deelnemers (bijvoorbeeld 10−20 W bij 1,11 m/s), een relatief vermogen (bijvoorbeeld 0,25 W/kg lichaamsgewicht bij 1,11 m/s), of een "realistisch" individueel vermogen op basis van een interesseoppervlak (gebaseerd op een kusttest).
  5. Laat de deelnemer vertrouwd raken met de omstandigheden op de grond, loopband en ergometer voordat hij wordt getest.
  6. Controleer de bandenspanning en de algehele rolstoelmechanica voor elke meting en blaas de banden op tot 600 kPa indien nodig.
    OPMERKING: Om geldige steady-state resultaten te verkrijgen voor cardiopulmonale bovenlichaam werk en bruto mechanische efficiëntie (ME), moet men zich houden aan een minimale duur van 3 min per submaximale (tot 70% piek oefening capaciteit) oefening blok om steady-state oefening te bereiken met een ademhalingsuitwisseling ratio onder 144,45. Vooral bij handvelgaandrijving moet de rolstoelsnelheid binnen een comfortabel of haalbaar bereik (0,56−2,0 m/s) blijven om motorcontroleproblemen46,47,48uit te sluiten, wat betekent dat vermogensverhogingen bij voorkeur worden aangestuurd door een toename van de weerstand.

2. Extern vermogen tijdens bovengrondse tests

  1. Voer de coast-down test uit op het oppervlak van belang. Plaats de deelnemer in een actieve positie en zo gestandaardiseerd mogelijk: voeten op de voetsteun, handen op de schoot en recht vooruit kijken (de positie moet reflecterend zijn op de positie tijdens de voortstuwing).
    LET OP: Elke beweging verandert het massacentrum, wat de rolweerstand verandert.
  2. Versnel de rolstoel tot een hoge snelheid.
    LET OP: Dit kan ook door de deelnemer.
  3. Laat de rolstoel zonder interferentie volledig stilkomen.
  4. Noteer de tijd- en snelheidsgegevens tijdens de vertraging (bijvoorbeeld met meetwielen of traagheidsmeeteenheden). Zie de punten 2.4.1 en 2.4.2.
    1. Gegevens opnemen met meetwielen.
      1. Vervang de wielen van de rolstoel door een meetwiel en de traagheidspop (Tafel van Materialen),bij voorkeur terwijl de deelnemer niet in de rolstoel zit.
        LET OP: Dit voorbeeld is voor het OptiPush wiel. Andere wielen kunnen verschillende kalibratievereisten hebben.
      2. Schakel het meetwiel in met de aan/uit-schakelaar.
      3. Zet de laptop aan met de USB Bluetooth-ontvanger en bijbehorende software.
      4. Open de software op de computer.
      5. Sluit het wiel aan met de software door de juiste communicatiepoort (COM) te selecteren. Als de juiste COM-poort niet in de lijst wordt weergegeven, drukt u op vernieuwen om de lijst bij te werken en probeert u het opnieuw. Druk op Volgende.
      6. Vul de vereiste velden in op het scherm Clientsetup. Druk op Volgende.
        LET OP: Besteed speciale aandacht aan de instellingen wheel size en wheel side.
      7. Verzamel offsetgegevens door op Start in de wielopstelling te drukken en langzaam het wiel te draaien zonder de handrand aan te raken totdat de rode cirkel groen wordt. U ook op Overslaan drukken om deze stap over te slaan als de procedure al is uitgevoerd sinds de laatste wielinstallatie. Druk op Volgende.
      8. Als u gegevens wilt verzamelen, drukt u op Record in het scherm Gegevensverzameling. Hervat vanaf nu het reguliere coast-down protocol.
        OPMERKING: Scripts voor de analyse van meetwielgegevens zijn beschikbaar in het aanvullende materiaal 1.
    2. De gegevens opnemen met behulp van inertiemeeteenheden (ImU's).
      1. Bevestig de IMU's (Tabel van materialen) aan de rolstoel: een op elke wielnaaf en een in het midden onder de stoel. Noteer welke IMU is bevestigd waar en in welke oriëntatie voor latere referentie.
      2. Schakel de IMU's in en verbind de IMU's met de computer met behulp van de NGIMU Synchronized Network Manager uitvoerbaar.
      3. Als u gegevens wilt verzamelen, gaat u naar Extra,selecteert u Gegevensloggeren drukt u op Start. Hervat vanaf nu het reguliere coast-down protocol.
        OPMERKING: Scripts voor de analyse van IMU-gegevens zijn beschikbaar in het aanvullende materiaal 2.
  5. Herhaal de kust-down procedure (2.1-2.4) en verzamel heen en weer gegevens om de invloed van oneffen oppervlakken te verminderen.
  6. Open de coast_down_test software op een computer. Druk op Gegevens importeren om het coast-down gegevensbestand (meetwiel of IMU) te importeren. Selecteer de secties met de kust-omlaag in de gegevens met behulp van de schuifregelaar in de grafiek aan de rechterkant en druk op Selectie Van greep.
  7. Stel het gewicht van de deelnemer en rolstoel in in de sectie Instellingen. Druk op Resultaten berekenen. Noteer de gemiddelde rolwrijving (N) en de rolwrijvingscoëfficiënt. Druk op Exporteren om alle (meta)gegevens op te slaan voor latere referentie.
    OPMERKING: Wanneer constante wrijving niet kan worden aangenomen als gevolg van luchtweerstand (d.w.z. in de meeste sportomgevingen) wordt de analyse een beetje complexer. Het protocol is identiek, maar de initiële snelheid moet waarschijnlijk hoger zijn. In dit geval moet een niet-lineaire differentiaalvergelijking worden opgelost en moet die vergelijking worden aangepast met een curve fitter (bijvoorbeeld Levenberg-Marquardt)49.

    figure-protocol-1

    In deze vergelijking is de momentane snelheid en is de initiële snelheid aan het begin van vertraging. weerspiegelt de snelheid afhankelijke wrijving en weerspiegelt de snelheid onafhankelijke wrijving (). Scripts voor de analyse van coast-down tests zijn beschikbaar in het aanvullende materiaal 3 en de grafische gebruikersinterface (GUI) voor de analyse van coast-down tests gebruikt in stap 2.7 is beschikbaar in het aanvullende materiaal 4.

3. Extern vermogen tijdens loopbandtests

  1. Loopbandkarakterisering
    1. Meet de riemsnelheid van de geladen loopband met een gekalibreerde toerenteller om te bepalen welke loopbandinstelling moet worden gebruikt (bijvoorbeeld voor 1,11 m/s moet de loopband worden ingesteld op 4,1 km/h op het display in plaats van 4,0 km/h).
      OPMERKING: Bepaal ook de riemsnelheid door de lengte van de riem te meten en tien rotaties te tellen terwijl u de tijd registreert met een stopwatch/videocamera.
    2. Meet de loopbandhoeken met behulp van een hoeksensor. Controleer op consistentie door de metingen te herhalen en te controleren op hysterese door de metingen in aflopende volgorde te herhalen.
      OPMERKING: Controleer de loopbandsnelheid met een toerenteller en hoeken met een hoeksensor tijdens elke meting als de betrouwbaarheid laag is.
  2. Sleeptest: kalibratie
    1. Schakel de voeding van de sleeptestkrachtsensor ten minste 30 minuten in voor kalibratie.
    2. Hang de krachttransducer verticaal op en lijn af met een zelfnivellerende laser- of hoeksensor.
    3. Stel de sleeptestcomputer in en sluit de krachtsensor aan op de computer. Open de ADA3-software op de sleeptestcomputer en druk op De krachtsensor kalibreren.
    4. Bevestig bekende (gekalibreerde) gewichten (1-10 kg met stappen van 1 kg) aan de sensor en registreer de digitale waarden.
    5. Plaats een lineaire regressievergelijking om de relatie tussen toegepaste belasting en gemeten spanning te bepalen door verder te gaan in de ADA3-software.
    6. Herhaal dit (3.2.1-3.2.5) als de root-mean-square error (RMSE) hoger is dan 0,13 N37.
  3. Een sleeptest uitvoeren
    1. Zet de voeding minstens 30 minuten in voordat u meet.
    2. Stel de sleeptestcomputer in en sluit de krachtsensor aan op de computer. Open de ADA3-software op de sleeptestcomputer en druk op Metingen van de Power-tabel.
    3. Plaats de rolstoelgebruikerscombinatie op de loopband. Plaats de deelnemer in een actieve positie en zo gestandaardiseerd mogelijk: voeten op de voetsteun, handen op de schoot en recht vooruit kijken (de positie moet reflecterend zijn op de positie tijdens de voortstuwing). Instrueer de deelnemer om tijdens de test dezelfde positie te behouden.
    4. Meet de verschuiving van de load cell door opnamekracht zonder touw bevestigd met behulp van de ADA3-software. Druk op OK.
    5. Sluit de rolstoel aan op de krachttransducer met een lichtgewicht touw. Zorg ervoor dat de laadcel en het touw horizontaal zijn uitgelijnd met de achterwielas van de rolstoel.
    6. Versnel de riem naar de gewenste snelheid, in dit geval 1,11 m/s (4,1 km/u tentoongesteld).
    7. Verhoog de helling van de loopband, wacht tot de positie van de loopband en rolstoelgebruikerscombinatie stabiel is en noteer de kracht en hoek. Herhaal dit voor 10 steeds steilere hoeken (1,5-6% in stappen van 0,5%).
    8. Plaats een lineaire regressie met behulp van de hoek en kracht met behulp van de ADA3-software door op Volgendete klikken. Bereken de kracht in de nulhoek van de loopband.
      OPMERKING: De onderschepping van de regressievergelijking kan niet worden gebruikt als de loopbandhoek een verschuiving heeft.
    9. Herhaal de sleeptest (3.3.3-3.3.8) als de RMSE van de lineaire regressielijn meer dan 0,5 N37.
  4. Het vermogen op een loopband instellen
    1. Bereken het gewenste vermogen en bepaal de testsnelheid.
      OPMERKING: Voor het huidige protocol is dit gelijk aan de resultaten verkregen in stap 2.7.
    2. Bereken het vereiste katrolgewicht door de wrijving van de sleeptest (van stap 3.3.8) af te trekken van de doelwrijving (vanaf stap 2.7).
    3. Plaats de katrol voor of achter de loopband en zorg ervoor dat deze gecentreerd is. Bevestig de katrol aan de rolstoel en zorg ervoor dat het touw vlak is. Instrueer de deelnemer dat het gewicht in de katrol de rolstoel kan bewegen.
    4. Bevestig het gewicht (meestal tussen 0-1 kg) aan het katrolsysteem met behulp van een mand van bekende lage massa en een karabijn. Langzaam verhogen van het gewicht indien nodig, totdat het gewenste vermogen is bereikt.
      OPMERKING: Wijzig ook het vermogen door de hoek van de loopband te wijzigen op basis van de voedingstabel van een sleeptest.

4. Extern vermogen tijdens ergometergebaseerde tests

  1. Zet de ergometer minstens 30 minuten aan voor het meten. Start de bijbehorende software op de computer.
  2. Druk op de widget Deelnemer en druk op Toevoegen.... Geef de deelnemer een ID en voer het lichaamsgewicht van de deelnemer in. Druk op OK.
  3. Druk op het rolstoelpictogram in het menu Apparaat. Vul de rolstoelspecificaties in het formulier in. Druk op OK.
    OPMERKING: De gewichtsvariabele is belangrijk, omdat deze de simulatie van de ergometer zal beïnvloeden.
  4. Druk op de protocolwidget. Maak een aangepast protocol door Toevoegen...te selecteren. Selecteer Aangepast protocol en druk op Volgende. Geef het protocol een passende naam en druk op Maken.
  5. Selecteer Stadia en klik op Werkgebied en weerstand toevoegen. Stel de weerstand tegen de wrijvingscoëfficiënt verkregen met de coast-down test in sectie 2. Stel de streefsnelheid in op 4 km/h en druk op OK (figuur 3).
  6. Stel het deelnemersscherm in. Verwijder alle widgets van het scherm. Klik op Widget toevoegen en selecteer het object Rolstoelrichting en sleep deze naar het scherm(figuur 4).
  7. Lijn de rolstoel op de rollen uit met behulp van het uitlijningssysteem. Maak de rolstoel vast met behulp van het vierbandensysteem. Controleer of de wielen de ergometer niet raken en goed zijn uitgelijnd.
  8. Plaats de deelnemer in een actieve positie en zo gestandaardiseerd mogelijk: voeten op de voetsteun, handen op de schoot en recht vooruit kijken (de positie moet reflecterend zijn op de positie tijdens de voortstuwing). Instrueer de deelnemer om tijdens de test dezelfde positie te behouden.
  9. Kalibreer de ergometer met de bijbehorende software door op de crosshair-knop in het menu Apparaat te drukken en druk op Kalibratie aan de start.
    OPMERKING: Scripts voor de analyse van ergometergegevens zijn beschikbaar in het aanvullende materiaal 5.

5. Interne ramingen van het vermogen tijdens de voortstuwing van de handvelgrolstoel

  1. Schakel de spirometer minstens 45 minuten in voordat u de kalibratieof het testen doornodigt.
  2. Kalibreer de spirometer volgens de fabrieksrichtlijnen met behulp van de bijbehorende software, inclusief kalibraties voor turbine, referentiegas, kamerlucht en vertraging.
    OPMERKING: Vóór elke test moeten lucht- en referentiegaskalibraties worden uitgevoerd.
    1. Voer een turbinekalibratie uit.
      1. Druk op Turbine in het kalibratiemenu. Sluit de turbine aan met een opto-elektronische lezer op de spirometer. Sluit de kalibratiespuit aan met een bekend volume op de turbine.
      2. Wanneer het apparaat klaar is, voert u zes gecontroleerde en complete slagen uit met de zuiger. Druk op het pictogram Afsluiten.
    2. Voer een referentiegaskalibratie uit.
      1. Druk op Referentiegas in het kalibratiemenu. Sluit de drukregelaar aan op de kalibratiecilinder met een bekende concentratie gemengd gas.
        LET OP: De cilinder moet open zijn, maar de drukregelaar moet worden gesloten.
      2. Sluit de bemonsteringslijn aan op de bemonsteringsconnector van de spirometer en laat het andere uiteinde losgekoppeld. Laat de spirometer de analysers doorspoelen. Zorg ervoor dat de bemonsteringslijn verre van uitademd gas is.
      3. Sluit het vrije uiteinde van de bemonsteringslijn aan op de drukregelaar op de kalibratiecilinder en open de regelaar. Sluit af met het pictogram Afsluiten nadat de kalibratie is beëindigd.
    3. Voer een kamerluchtkalibratie uit.
      1. Sluit de bemonsteringslijn aan op de bemonsteringsconnector op de spirometer en laat het andere uiteinde vrij. Sluit af met het pictogram Afsluiten nadat de kalibratie is beëindigd.
    4. Voer een vertragingskalibratie uit.
      1. Sluit de turbine aan op de opto-elektronische lezer en sluit de bemonsteringsbuis aan. Zorg ervoor dat beide zijn aangesloten op de spirometer.
      2. Synchroniseer de ademhaling met het akoestische signaal. Dit kan door de operator worden uitgevoerd.
        OPMERKING: Deze procedure moet worden herhaald telkens wanneer een bemonsteringsbuis wordt gewijzigd. Maak het masker dat voor deze procedure wordt gebruikt schoon of schakel deze voordat u het aan de deelnemer geeft.
      3. Sluit af met het pictogram Afsluiten nadat de kalibratie is beëindigd.
  3. Zet het spirometermasker op de deelnemer. Pas de elastische banden op de hoofddop aan om een strakke afdichting rond het gezicht van het onderwerp te creëren.
    LET OP: Sluit optioneel een hartslagmeter aan op de spirometer en laat de deelnemer de hartslagband dragen.
  4. Fixer de slang van de spirometer zodat deze de beweging niet verstoort.
  5. Druk op Testen voer vervolgens een nieuw onderwerp in op de weergave van de spirometer.
  6. Voor submaximal e-oefening testen kies de adem-voor-adem modus. Als u wilt beginnen met opnemen, drukt u op de toets Opnemen op de spirometer.
    OPMERKING: Scripts voor de analyse van spirometergegevens zijn beschikbaar in het aanvullende materiaal 6.

6. Testprocedure

  1. Instrueer de deelnemer om 4 min steady-state oefening uit te voeren op de gewenste snelheid (1.11 m/s).
    1. Instrueer de deelnemer om snelheidsfeedback te gebruiken om (gemiddeld) op de gewenste snelheid te blijven.
      OPMERKING: Snelheid kan worden weergegeven vanaf het meetwiel of de IMU's van hun respectieve laptops in de bovengrondse staat. De laptops hebben haak-en-lus riemen die het mogelijk maken voor fixatie op de benen.
    2. Instrueer de deelnemer om (gemiddeld) in het midden van de loopband te blijven voor de loopbandconditie.
    3. Instrueer de deelnemer om te kijken naar de snelheid en kop feedback op de ergometer scherm in de ergometer staat en houd het (gemiddeld) binnen het doelbereik.
  2. Start tegelijkertijd een stopwatch en de spirometer (stap 5.6).
    OPMERKING: Dit kan worden gedaan zonder een externe trigger als de timing verschil van het indrukken van start is te verwaarlozen tijdens het gebruik van adem-voor-adem spirometrie.
  3. Na 30 s, start de rolstoel aandrijving.
    LET OP: Voor de loopband en ergometer voorwaarden betekent dit het starten van de loopband of ergometer. Bij het gebruik van een meetwiel (stap 2.4.1.8) of IMU's (stap 2.4.2.3) start deze ook.
    1. Gebruik de rondeknop in de bovengrondse toestand om de hoeken van de baan te markeren.
  4. Na nog eens 4 minuten tijdens de test, zonder voorafgaande kennisgeving, instrueren de deelnemer om te stoppen met duwen de rolstoel.
    LET OP: In de loopbandconditie zijn een paar extra pushes nodig voordat de riem stopt.

Resultaten

Met behulp van de bovengenoemde procedure werd het vermogen bepaald voor 17 bekende (twee 30 minuten durende praktijksessies) valide deelnemers met een bovengrondse heen-en-weer kust-down test (gemiddelde van vijf proeven). Het coast-down profiel werd gekenmerkt door een meetwiel in een gladde ziekenhuisgang. Daarna werden de deelnemers gemeten tijdens bovengronds (25,0 x 9,0 m circuit), loopband (2,0 x 1,2 m) en ergometer rolstoelaandrijving. Het vermogen in de loopband en ergometer modaliteiten werden gekoppeld aan de bovengrondse toestand met behulp van de protocollen beschreven in dit papier.

Het vermogen werd verkregen uit hetzelfde meetwiel tijdens drie blokken van 4 min rolstoelaandrijving na een vertrouwdisatieblok van gelijke lengte. Alleen de laatste minuut van elk blok werd gebruikt voor analyse, uitgaande van steady-state voortstuwing. Voor de bovengrondse aandrijvingsgegevens slechts werden de lange rechte stukken (25 m) gebruikt. Alle gegevens (pre-)processing werden uitgevoerd in Python 3.7 (Python Software Foundation). ICC-schattingen en hun betrouwbaarheidsintervallen van 95% werden berekend in R 3.3.4 (R Core Team), met behulp van een single-rating, absolute overeenkomst, random-effects model.

Het gemiddelde gecombineerde gewicht van het rolstoelgebruikerssysteem bedroeg 92,6 kg (± 8,3). Het gemiddelde verwachte vermogen van de coast-down test was 9,7 W (± 1,6). Het vermogen, berekend op basis van het meetwiel, was lager voor 8,1 W (± 1,4), loopband 7,8 W (± 1,9) en ergometer 8,7 W (± 2,2) rolstoelaandrijving. Het gemiddelde verschil tussen het doelvermogen en het gemeten vermogen was -1,6 (± 1,6), -1,8 (± 1,4), -1,0 (± 1,0) W voor respectievelijk bovengrondse, loopband- en ergometervoortstuwing. Deze resultaten zijn ook te zien in tabel 1, figuur 5en figuur 6.

Het vermogen voor bovengrondse voortstuwing vertoonde een slecht tot matig (ICC: 0,38, BI: 0,00-0,73) overeenkomst met de doeloutput. In tegenstelling, loopband voortstuwing toonde slecht-to-good (ICC: 0,45, CI: 0,00-0,79) overeenkomst en ergometer voortstuwing toonde slecht tot uitstekend (ICC: 0,77, CI: 0,11-0,93) overeenkomst. Absolute fout was negatief gecorreleerd met het vermogen voor de voortstuwing op de ergometer (r = -0,55, p = 0,02), maar niet voor de andere twee omstandigheden (bovengronds: r = 0,47, p = 0,06; loopband: r = 0,22, p = 0,40).

De overeenkomst tussen de voorwaarden was slecht tot matig (ICC: 0,49, BI: 0,20-0,74). Binnen-modaliteit (tussen de drie 4 min blokken) betrouwbaarheid was goed-tot-uitstekend voor bovengrondse (ICC: 0,91, CI: 0,82-0,97) en loopband (ICC: 0,97, CI: 0,93-0,99) voortstuwing en matig-tot-uitstekend voor ergometer voortstuwing (ICC: 0,97, CI: 0,71-0,99). De ergometer bleek na verloop van tijd slechter te presteren, wat werd bevestigd door een herhaalde anova (F(2, 32) = 64,7 , p < 0,01), maar er was geen tijdseffect voor bovengrondse (F(2, 32) = 0,9 , p = 0,418) en loopband (F(2, 32) = 0,9 , p = 0,402) voortstuwing.

figure-results-1
Figuur 1: Vermogensbalans toegepast op handmatige rolstoelaandrijving. Puit: extern vermogen (W); ME: bruto mechanische efficiëntie (%); F: betekenen weerstandskracht; V: gemiddelde kustsnelheid; A: werk per duw of cyclus (J); fr: frequentie van pushes of cycli (1/s); Pint: interne verliezen (W); Plucht: aërodynamische weerstand (W); Prol: rolwrijving (W); Pincl: verliezen als gevolg van helling (W). Dit cijfer wordt herdrukt van van der Woude et al.20. Klik hier om een grotere versie van dit cijfer te bekijken.

figure-results-2
Figuur 2: Loopband setup. Links: Katrol setup om het externe vermogen op een loopband te verhogen tijdens de voortstuwing. Rechts: Sleep testopstelling om de wrijvingskrachten te meten tijdens de aandrijving van de loopbandrolstoel. Klik hier om een grotere versie van dit cijfer te bekijken.

figure-results-3
Figuur 3: Venster Protocolinstellingen voor de rolstoelergometer. Het vermogen kan worden ingesteld door te kiezen voor een vermogen en een doelsnelheid of een rolwrijving en een doelsnelheid. Klik hier om een grotere versie van dit cijfer te bekijken.

figure-results-4
Figuur 4: Feedback op de rolstoelergometer in de vorm van een lijnplot. Linker- en rechterrolsnelheden worden uitgezet. Deelnemers moeten proberen om een constante snelheid te houden tijdens het gaan in een rechte lijn (door het houden van de on-screen lijn horizontaal). Snelheidsgegevens worden gladgestreken met een schuifvenster dat in de instellingen kan worden gewijzigd. Klik hier om een grotere versie van dit cijfer te bekijken.

figure-results-5
Figuur 5: Relatieve en absolute verschilverdelingen tussen coast-down wrijving en gemeten vermogen tijdens bovengrondse (OG), loopband (TM) en ergometer (WE) rolstoelaandrijving. De snorharen tonen 1,5x het interkwartielbereik. Klik hier om een grotere versie van dit cijfer te bekijken.

figure-results-6
Figuur 6: Bland-Altman plot voor coast-down wrijving en gemeten vermogen tijdens bovengrondse (links), loopband (midden), en ergometer (rechts) rolstoel aandrijving. De donkergrijze stippellijnen geven het gepoolde gemiddelde voor een combinatie aan en de rode stippellijnen zijn de gemiddelde + 1,96 standaarddeviaties. Klik hier om een grotere versie van dit cijfer te bekijken.

Waarde tweezijdig (W)2 Verschil met doelVerschil met doel (%)Verschil met doel (abs)Overeenkomst met target PO (ICC)3 Betrouwbaarheid tussen blokken (ICC)3
Doel PO1 9,68 (± 1,57)N.aN.aN.a.N.aN.a.
Bovengrondse PO8,12 (± 1,41)-1,56 (± 1,57)-15,30 (± 13,70)1,72 (± 1,57)0,38 (0,00−0,73)*0,91 (0,82−0,97)*
Loopband PO7,84 (± 1,92)-1,84 (± 1,38)-18,98 (± 13,42)1,91 (± 1,16)0,45 (0,00−0,79)*0,97 (0,93−0,99)*
Ergometer PO8,65 (± 2,24)-1,02 (± 0,97)-11,82 (± 11,94)1,16 (± 0,78)0,77 (0,11−0,93)*0,97 (0,71−0,99)*
1. Berekend uit kust-down wrijving. 2. Bepaald met meetwiel. 3. Tweeweg, absolute overeenkomst, vaste raters met 95% betrouwbaarheidsintervallen. * p < 0,001.

Tabel 1: Vergelijking van het ingestelde vermogen en het werkelijke vermogen gemeten met een meetwiel.

FactorenRollende weerstand
De massa van het lichaam ↑↑ ↑ ↑
De massa van de rolstoel ↑↑ ↑ ↑
Bandenspanning ∙↑ ↑ ↑
Wielmaat ↑↓
Hardheidvloer ∙↑ ↑ ↑
De hoek van Camber ↑?
Toe-in/uit ↑↑↑ ↑ ↑
Castor shimmy ↑↑ ↑ ↑
Massacentrum op achterwielen↓
Opvouwbaar frame↑ ↑ ↑
Onderhoud ∙↑ ↑ ↑

Tabel 2: Factoren die van invloed zijn op de rolwrijving en het vermogen tijdens handmatige rolstoelaandrijving. Deze tabel is herdrukt van van der Woude et al.8.

Aanvullend materiaal 1. Klik hier om dit bestand te bekijken (Klik met de rechtermuisknop om te downloaden).

Aanvullend materiaal 2. Klik hier om dit bestand te bekijken (Klik met de rechtermuisknop om te downloaden).

Aanvullend materiaal 3. Klik hier om dit bestand te bekijken (Klik met de rechtermuisknop om te downloaden).

Aanvullend materiaal 4. Klik hier om dit bestand te bekijken (Klik met de rechtermuisknop om te downloaden).

Aanvullend materiaal 5. Klik hier om dit bestand te bekijken (Klik met de rechtermuisknop om te downloaden).

Aanvullend materiaal 6. Klik hier om dit bestand te bekijken (Klik met de rechtermuisknop om te downloaden).

Discussie

In de vorige secties werd een toegankelijke methodologie voor het bepalen en standaardiseren van het vermogen voor verschillende laboratoriumgebaseerde modaliteiten gepresenteerd. Daarnaast werd een vergelijking gemaakt tussen het ingestelde vermogen en het gemeten vermogen tijdens de steady-state voortstuwing. Terwijl systematische fout aanwezig was, evenals enige variabiliteit, de gepresenteerde tools zijn beter dan het alternatief: helemaal niet standaardiseren. Deze resultaten zijn vergelijkbaar met een andere studie die gerapporteerd gemeten vermogen en stel vermogen50. Bovendien was de overeenstemming tussen de omstandigheden slecht tot matig, wat erop wees dat er extra aandacht moet worden besteed bij het vergelijken van studies met behulp van verschillende modaliteiten. Zoals verwacht, de ergometer voorwaarde presenteerde de gemakkelijkste omgeving te standaardiseren vanuit het perspectief van de exploitant. De ergometer presteerde beter in de hoge wrijvingsinstellingen. De blokken (3 x 4 min) binnen één modaliteit toonden goed-aan-uitstekende en matig-aan-uitstekende overeenkomst. Interessant is dat de ergometer slechter presteerde na verloop van tijd, mogelijk als gevolg van sensor drift. Daarom is het misschien verstandig om de ergometer tussen elk blok opnieuw te kalibreren. Merk op dat deze resultaten zijn voor lage intensiteit steady-state oefening en kan verschillen voor verschillende protocollen.

Kleine mechanische of ergonomische veranderingen in de rolstoelgebruikerscombinatie kunnen een grote impact hebben op de experimentele resultaten12,51. Materiaalonderhoud en een volledig bewustzijn van mechanische principes van voertuigen zijn essentieel voor de prestatieresultaten en de geldigheid van het experiment. De voertuigmechanica (bijvoorbeeld massa, wielmaten, bandtype en -druk, uitlijning) en pasvorm (bijvoorbeeld voor-achterpositie, massacentrum, massa, frontaal vlak) van de combinatie rolstoelgebruikers bepalen de rol- en luchtweerstand in combinatie met omgevingsomstandigheden. De massa en de oriëntatie van het massacentrum zullen de rolweerstand beïnvloeden ten opzichte van de grotere achterwielen en de kleinere wielen vooraan. Een samenvatting van factoren die van invloed zijn op de rolwrijving wordt gepresenteerd in tabel 2. Bovendien wordt de rolstoel vaak geïndividualiseerd. Naast de interventieomstandigheden (bijvoorbeeld voertuigmechanica of interface) bij elke test, moeten ook de rolstoelomstandigheden constant zijn en moeten de voertuigmechanica, met inbegrip van frame, stoel en banden, worden gecontroleerd. De banden moeten worden op een vaste druk over tests en onder individuen. Belangrijke controlepunten52 zijn mogelijke wrijvingspunten, achterwielpositie en mogelijke veranderingen in wieluitlijning36,53,54,55.

Bovengrondse testen vereist ook ambulante technologie voor elk van de indicatoren voor cardiopulmonale stam, kinematica, of kinematica resultaten. Hieraan kan worden voldaan, maar de uitvoerbaarheid van complexe metingen is beperkt in een niet-onderzoeksomgeving. Coast-down tests zijn specifiek voor de individuele rolstoel-gebruiker combinatie en rollend oppervlak. Ze zijn echter statisch, zodat ze misschien niet alle kenmerken van de rolstoelgebruikerscombinatie56vastleggen. Ze zijn vooral gevoelig voor veranderingen in het massacentrum, wat de kleine verschillen tussen de kust-down test en de gemeten bovengrondse vermogen zou kunnen verklaren. Deze beperkingen zijn ook te vinden in de dragtest en ergometer kalibratie, die ook een statische positie van de rolstoelgebruiker aannemen.

De sleeptest meet de weerstandskrachten van het rollen en de interne luchtweerstand van elke individuele combinatie van rolstoelgebruikers. Het is duidelijk gevoelig voor voertuigmechanica van de rolstoel, maar ook positie en lichaamsoriëntatie van de gebruiker. Een gestandaardiseerde procedure is essentieel20,36, waar bij een constante riemsnelheid de combinatie van de gebruiker-rolstoel over de riem wordt getrokken die wordt aangesloten op een eendimensionale gekalibreerde krachttransducer op het frame van de loopband bij een reeks hellinghoeken (Figuur 2). Een loopbandadapter voor belastingscellen die kunnen worden aangepast aan de hoogte van de middenas van de rolstoel is vereist. Het gebruik van lineaire regressieanalyse geeft een statische schatting van de gemiddelde sleepkracht op de loopbandgordel bij nul neiging voor een bepaalde rolstoelgebruikerscombinatie, die het gemiddelde externe vermogen voorziet van het product van de riemsnelheid en de sleepkracht. De sleeptest is robuust met betrekking tot kleine verschillen in de uitvoering van de test door verschillende operatoren (bijvoorbeeld de positie van het touw)37.

Hoewel soms uitgegaan van een schijnbaar eenvoudige test, elk van de testelementen van de sleep test vereist begrip van de onderliggende theorie en opleiding op alle details van de procedures8. Net als bij de coast-down test, deze test is vooral gevoelig voor veranderingen in het centrum van de massa. Bovendien moeten het gedrag en de gevoeligheid van de op spanning stanggebaseerde krachttransducers, hun consistente kalibratie (d.w.z. de precisie van kalibratiegewichten, montagevolgorde)20,36,37, evenals een van de procedures van de sleeptest die gevoelig zijn voor veranderingen in snelheid of hellingshoek van de loopband allemaal in overweging worden genomen. Dit betekent dat de loopband zelf moet worden gecontroleerd en gekalibreerd en37. Een consistent bewustzijn van dergelijke geluidsgenererende verschijnselen moet worden gevolgd en uitgevoerd in de dagelijkse experimenten.

Precisie van vermogensuitvoer gebaseerde simulaties en hun resultaten zijn volledig afhankelijk van de standaardisatie, praktijk en opleiding van degenen die de experimenten uit te voeren. Diversiteit van loopbanden, ergometers, of een ander elektronisch motor aangedreven apparaat kan een probleem zijn, zoals blijkt uit De Groot et al.51. In de uitwisseling van op de bevolking gebaseerde gegevens moet men zich bewust zijn van de mogelijke rol van dergelijke verschillen op de testresultaten. In elk rolstoelexperiment moet een goede uitleg worden gegeven van de testomstandigheden en een open presentatie van de werkelijke waarden voor snelheid, weerstand en vermogen voor elke subgroep of meetconditie.

Bij rolstoelexperimenten is heterogeniteit van het testmonster moeilijk te ontsnappen wanneer u zich richt op de werkelijke rolstoelgebruikers. Onder die, mensen met een dwarslaesie zijn het vaakst onderworpen aan onderzoek, omdat ze de neiging om een stabiele dwarslaesie hebben voor de rest van hun leven. Laesieniveau, volledigheid, geslacht, leeftijd, talent en opleidingsstatus bepalen de heterogeniteit van dergelijke studiegroepen57. Het verhogen van het aantal deelnemers door middel van multicenter samenwerking is een belangrijke manier om dit te omzeilen en de kracht van experimenten te vergroten57, zelfs in de vroege stadia van revalidatie10. Dit document is hopelijk een springplank naar een brede discussie over rolstoelexperimenting in revalidatie en adaptieve sportgemeenschappen die hopelijk leidt tot internationale samenwerking en kennisuitwisseling via de bestaande en nieuwe netwerken van onderzoekers. De beschikbaarheid van adequate testinfrastructuur maakt een consistente monitoring en evaluatie van de vooruitgang op het gebied van klinische revalidatie, adaptieve sport en daarbuiten mogelijk.

Openbaarmakingen

De auteurs hebben niets te onthullen.

Dankbetuigingen

De voorbereiding van dit manuscript werd financieel ondersteund door een subsidie van Samenwerkingsverband Noord-Nederland (OPSNN0109) en werd medegefinancierd door de PPS-uitkering van de Top consortia voor Kennis en Innovatie van het ministerie van Economische Zaken.

Materialen

Lijst van materialen gebruikt in dit artikel
NaamBedrijfCatalogusnummerOpmerkingen
'coast_down_test' softwareUniversity Medical Center Groningen-Op maat gemaakt
ADA3 softwareUniversity Medical Center Groningen-Op maat gemaakt
HoeksensorMitutoyoPro 360
Kalibratiegewichen (0-10kg in stappen van 1kg)University Medical Center Groningen-Op maat gemaakt
Sleeptest krachtsensor (20kg)ASTKAP-E/Z
Extra brede loopbandMotek-forcelink14-890-0387
IMU sensor setX-IO TechnologiesNGIMU
Inertiële dummyMax MobilityOptipush
Lichtgewicht touw--Op maat gemaakt
Lode Ergometrie ManagerLodeLEM 10
MeetwielMax MobilityOptipush
KatrolsysteemUniversity Medical Center Groningen-Op maat gemaakt
SpirometersCOSMEDK-5
StopwatchOneplus6TTelefoon stopwatch
ToerentellerChecklineCDT-2000HD
Loopbandbevestiging voor sleeptestUniversity Medical Center Groningen-Op maat gemaakt
Gewichten voor katrollen (0-2kg in stappen van 5g)University Medical Center Groningen-Op maat gemaakt
RolstoelKüsschallK-series
Rolstoel rol-ergometerLodeEsseda

Referenties

  1. Flemmer, C. L., Flemmer, R. C. A review of manual wheelchairs. Disability and Rehabilitation: Assistive Technology. 11 (3), 177-187 (2016).
  2. WHO. World Report on Disability 2011. , WHO Press. Geneva, Switzerland. (2011).
  3. Liu, X., Liu, N., Zhou, M., Lu, Y., Li, F. Bibliometric analysis of global research on the rehabilitation of spinal cord injury in the past two decades. Therapeutics and Clinical Risk Management. 15, 1-14 (2019).
  4. Coe, P. L. Aerodynamic characteristics of wheelchairs. NASA Technical Memorandum 80191. , (1979).
  5. Khoo, S., Li, C., Ansari, P. The Top 50 Most Cited Publications in Disability Sport: A Bibliometric Analysis. Perceptual and Motor Skills. 125 (3), 525-545 (2018).
  6. Cooper, R. A. Wheelchair research progress, perspectives, and transformation. Journal of Rehabilitation Research & Development. 49 (1), 1-5 (2012).
  7. de Groot, S., et al. WHEEL-I: development of a wheelchair propulsion laboratory for rehabilitation. Journal of Rehabilitation Medicine. 46 (6), 493-503 (2014).
  8. van der Woude, L. H., Veeger, H. E., Dallmeijer, A. J., Janssen, T. W., Rozendaal, L. A. Biomechanics and physiology in active manual wheelchair propulsion. Medical Engineering & Physics. 23 (10), 713-733 (2001).
  9. van der Woude, L. H., de Groot, S., Janssen, T. W. Manual wheelchairs: Research and innovation in rehabilitation, sports, daily life and health. Medical Engineering & Physics. 28 (9), 905-915 (2006).
  10. de Groot, S., et al. Course of gross mechanical efficiency in handrim wheelchair propulsion during rehabilitation of people with spinal cord injury: a prospective cohort study. Archives of Physical Medicine and Rehabilitation. 86 (7), 1452-1460 (2005).
  11. van Koppenhagen, C. F., et al. Patterns of Changes in Wheelchair Exercise Capacity After Spinal Cord Injury. Archives of Physical Medicine and Rehabilitation. 94 (7), 1260-1267 (2013).
  12. van der Woude, L. H., et al. Wheelchair racing: effects of rim diameter and speed on physiology and technique. Medicine & Science in Sports & Exercise. 20 (5), 492-500 (1988).
  13. van der Woude, L. H. V., et al. Seat height: effects on submaximal handrim wheelchair performance during spinal cord injury rehabilitation. Journal of Rehabilitation Medicine. 41 (3), 143-149 (2009).
  14. Veeger, H. E., Rozendaal, L. A., van der Helm, F. C. Load on the shoulder in low intensity wheelchair propulsion. Clinical Biomechanics. 17 (3), 211-218 (2002).
  15. Veeger, H. E. J., Vanderwoude, L. H. V., Rozendal, R. H. Load on the upper extremity in manual wheelchair propulsion. Journal of Electromyography and Kinesiology. 1 (4), 270-280 (1991).
  16. Arnet, U., van Drongelen, S., Scheel-Sailer, A., van der Woude, L. H., Veeger, D. H. Shoulder load during synchronous handcycling and handrim wheelchair propulsion in persons with paraplegia. Journal of Rehabilitation Medicine. 44 (3), 222-228 (2012).
  17. Vegter, R., de Groot, S., Lamoth, C., Veeger, D., Van der Woude, L. Initial Skill Acquisition of Handrim Wheelchair Propulsion: A New Perspective. IEEE Transactions on Neural Systems and Rehabilitation Engineering. , (2013).
  18. Vegter, R. J., Lamoth, C. J., de Groot, S., Veeger, D. H., van der Woude, L. H. Inter-individual differences in the initial 80 minutes of motor learning of handrim wheelchair propulsion. PLoS One. 9 (2), e89729(2014).
  19. van Ingen Schenau, G. J. Cycle power: a predictive model. Endeavour, New Series. 12, (1988).
  20. van der Woude, L. H., de Groot, G., Hollander, A. P., van Ingen Schenau, G. J., Rozendal, R. H. Wheelchair ergonomics and physiological testing of prototypes. Ergonomics. 29 (12), 1561-1573 (1986).
  21. Vegter, R. J. K., de Groot, S., Hettinga, F. J., Veeger, H. E. J., van der Woude, L. H. V. Design of Manually Propelled Wheelchairs: Optimizing a Wheelchair-User Combination. , http://cirrie.buffalo.edu (2010).
  22. Janssen, T., et al. Relationship between physical strain during standardised ADL tasks and physical capacity in men with spinal cord injuries. Spinal Cord. 32 (12), 844(1994).
  23. de Klerk, R., Lutjeboer, T., Vegter, R. J. K., van der Woude, L. H. V. Practice-based skill acquisition of pushrim-activated power-assisted wheelchair propulsion versus regular handrim propulsion in novices. Journal of Neuroengineering and Rehabilitation. 15 (1), 56(2018).
  24. Vanderwoude, L. H. V., et al. Manual wheelchair propulsion-Effects of power output on physiology and technique. Medicine & Science in Sports & Exercise. 20 (1), 70-78 (1988).
  25. Hintzy, F., Tordi, N. Mechanical efficiency during hand-rim wheelchair propulsion: effects of base-line subtraction and power output. Clinical Biomechanics. 19 (4), 343-349 (2004).
  26. Chénier, F., Champagne, A., Desroches, G., Gagnon, D. H. Unmatched speed perceptions between overground and treadmill manual wheelchair propulsion in long-term manual wheelchair users. Gait & Posture. 61, 398-402 (2018).
  27. Broucha, L., Krobath, H. Continuous recording of cardiac and respiratory functions in normal and handicapped people. Human Factors. 9 (6), 567-572 (1967).
  28. Clarke, K. Caloric costs of activity in paraplegic persons. Archives of Physical Medicine and Rehabilitation. 47, 427-435 (1966).
  29. Guo, L., Kwarciak, A. M., Rodriguez, R., Sarkar, N., Richter, W. M. Validation of a biofeedback system for wheelchair propulsion training. Rehabilitation Research and Practice. 2011, (2011).
  30. Cooper, R. A. SMARTWheel: From concept to clinical practice. Prosthetics and Orthotics International. 33 (3), 198-209 (2009).
  31. DiGiovine, C., Cooper, R., Dvornak, M. 'Magnificent Milestones and Emerging Opportunities in Medical Engineering' (Cat. No. 97CH36136). Proceedings of the 19th Annual International Conference of the IEEE Engineering in Medicine and Biology Society. 97, IEEE. 1888-1891 (1997).
  32. Theisen, D., Francaux, M., Fay, A., Sturbois, X. A new procedure to determine external power output during handrim wheelchair propulsion on a roller ergometer: a reliability study. International Journal of Sports Medicine. 17 (08), 564-571 (1996).
  33. de Klerk, R., et al. Measuring handrim wheelchair propulsion in the lab: a critical analysis of stationary ergometers. IEEE Reviews in Biomedical Engineering. , In press (2019).
  34. van Ingen Schenau, G. J. Some fundamental aspects of the biomechanics of overground versus treadmill locomotion. Medicine & Science in Sports & Exercise. 12 (4), 257-261 (1980).
  35. Voigt, E. D., Bahn, D. Metabolism and pulse rate in physically handicapped when propelling a wheel chair up and incline. Scandinavian Journal of Rehabilitation Medicine. 1 (3), 101-106 (1969).
  36. Bennedik, K., Engel, P., Hildebrandt, G. Der Rollstuhl. , Schindele Verlag. (1978).
  37. de Groot, S., Zuidgeest, M., van der Woude, L. H. Standardization of measuring power output during wheelchair propulsion on a treadmill Pitfalls in a multi-center study. Medical Engineering & Physics. 28 (6), 604-612 (2006).
  38. Veeger, H. E., van der Woude, L. H., Rozendal, R. H. Wheelchair propulsion technique at different speeds. Scandinavian Journal of Rehabilitation Medicine. 21 (4), 197-203 (1989).
  39. Brattgard, S. O., Grimby, G., Hook, O. Energy expenditure and heart rate in driving a wheelchair ergometer. Scandinavian Journal of Rehabilitation Medicine. 2, 143-148 (1970).
  40. Niesing, R., et al. Computer-controlled wheelchair ergometer. Medical & Biological Engineering & Computing. 28 (4), 329-338 (1990).
  41. van der Woude, L. H., Dallmeijer, A. J., Janssen, T. W., Veeger, D. Alternative modes of manual wheelchair ambulation: an overview. American Journal of Physical Medicine & Rehabilitation. 80 (10), 765-777 (2001).
  42. Thomas, S., Reading, J., Shephard, R. J. Revision of the Physical Activity Readiness Questionnaire (PAR-Q). Canadian Journal of Sport Sciences. 17 (4), 338-345 (1992).
  43. Chisholm, D., et al. PAR-Q validation report: the evaluation of a self-administered pre-exercise screening questionnaire for adults. Victoria: Canada: BC Ministry of Health and Welfare. , (1978).
  44. Poole, D. C., Jones, A. M. Oxygen uptake kinetics. Comprehensive Physiology. 2 (2), 933-996 (2011).
  45. Whipp, B. J., Wasserman, K. Oxygen uptake kinetics for various intensities of constant-load work. Journal of Applied Physiology. 33 (3), 351-356 (1972).
  46. Veeger, H. E., van der Woude, L. H., Rozendal, R. H. Within-cycle characteristics of the wheelchair push in sprinting on a wheelchair ergometer. Medicine & Science in Sports & Exercise. 23 (2), 264-271 (1991).
  47. van der Scheer, J. W., de Groot, S., Vegter, R. J., Veeger, D. H., van der Woude, L. H. Can a 15m-overground wheelchair sprint be used to assess wheelchair-specific anaerobic work capacity? Medical Engineering & Physics. 36 (4), 432-438 (2014).
  48. Van der Woude, L., Van Croonenborg, J., Wolff, I., Dallmeijer, A., Hollander, A. Physical work capacity after 7 wk of wheelchair training: effect of intensity in able-bodied subjects. Medicine & Science in Sports & Exercise. 31 (2), 331-341 (1999).
  49. Fuss, F. K. Influence of mass on the speed of wheelchair racing. Sports Engineering. 12 (1), 41-53 (2009).
  50. Vegter, R. J., Lamoth, C. J., De Groot, S., Veeger, D. H., Van der Woude, L. H. Variability in bimanual wheelchair propulsion: consistency of two instrumented wheels during handrim wheelchair propulsion on a motor driven treadmill. Journal of Neuroengineering and Rehabilitation. 10 (1), 9(2013).
  51. de Groot, S., Vegter, R. J., van der Woude, L. H. Effect of wheelchair mass, tire type and tire pressure on physical strain and wheelchair propulsion technique. Medical Engineering & Physics. 35 (10), 1476-1482 (2013).
  52. Khasnabis, C., Mines, K., Organization, W. H. Wheelchair service training package: basic level. , World Health Organization. (2012).
  53. Frank, T., Abel, E. Drag forces in wheelchairs. Ergonomics of Manual Wheelchair Propulsion: State of the Art. Concerted Action 'Mobility Restoration for Paralyzed Persons'. Van der Woude, L. H. V., Meijs, P. J. M., Van der Grinten, B. A., De Boer, Y. A. , IOS Press. Amsterdam, Netherlands. 255-267 (1993).
  54. Kauzlarich, J. Wheelchair rolling resistance and tire design. Biomedical Aspects of Manual Wheelchair Propulsion: The State of the Art IIIAssistive Technology Research Series. Van der Woude, L. H. V., Hopman, M. T. E., Van Kemenda, C. H. , IOS Press. Amsterdam, Netherlands. 158-172 (1999).
  55. Brubaker, C. E., McLaurin, C. A. Ergonomics of wheelchair propulsion. Wheelchair III: report of a wheelchair on specially adapted wheelchairs and sports wheelchairs. , 22-37 (1982).
  56. Eydieux, N., et al. Changes in wheelchair biomechanics within the first 120 minutes of practice: spatiotemporal parameters, handrim forces, motor force, rolling resistance and fore-aft stability. Disability and Rehabilitation: Assistive Technology. , 1-9 (2019).
  57. de Groot, S., et al. Demographics of the Dutch multicenter prospective cohort study 'Restoration of mobility in spinal cord injury rehabilitation'. Spinal Cord. 44 (11), 668-675 (2006).

Herprints en machtigingen

Toestemming aanvragen om de tekst of afbeeldingen van dit JoVE-artikel te hergebruiken

Toestemming aanvragen

Trefwoorden

Meting van het vermogensoutputcoast down testluchtweerstandstestergometertestenvoortstuwing over de grondloopbandvoortstuwingIMU gegevensverzamelingspirometerkalibratieuitlijning van krachtsensoren

Gerelateerde artikelen