Name: Oscillatie en Reaction Board technieken voor het schatten van inerte eigenschappen van een onder-knieprothese (Video) | JoVE Journal
Uploaded: 2014-05-08T16:00:00.000+00:00
Duration: 8 min 8 s
Description: Ontdek oscillatie- en reactiebordtechnieken om traagheidsmomenten van onder-knieprothesen te meten. Deze methode verbetert biomechanische modellen en vermindert gewrichtskrachten aanzienlijk.

ai_agent_IP

ai_agent

maintenance

instantTrialDurationMinutes

isBiopharma

enableNewMyJoveSectionDesign

educationFeatures

seoMetaApi

ai_copilot_institution_blacklist

ai_chat_institution_blacklist

freeAccessWindow

ssoRoleCapture

scheduledMaintenanceBanner

joveLabsFeatures

disable_autoplay_for_bots

extended_trial_duration

5 minutes

playerTrialDesktop

De financiering van de Amerikaanse en internationale Societies Biomechanica was voorzien voor deze studie.

<ol><li>Chandler, R. F., Clauser, C. E., McConville, J. T., Reynolds, H. M., Young, S. W. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Investigation+of+the+inertial+properties+of+the+human+body%5BTitle%5D)+AND+%22Pamphlets+DOT+HS-801+430+and+AMRL%22%5BJournal%5D)">Investigation of the inertial properties of the human body.</a> Pamphlets DOT HS-801 430 and AMRL. , (1975).</li>
<li>Clauser, C. E., McConville, J. T., Young, J. W. Weight, Volume, and Center of Mass of Segments of the Human Body. AMRL Technical Report. , 60-70 (1969).</li>
<li>Dempster, W. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Space+requirements+of+the+seated+operator%5BTitle%5D)+AND+%22%22%5BJournal%5D)">Space requirements of the seated operator.</a> , 55-159 (1955).</li>
<li>Hinrichs, R. N., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Regression+equations+to+predict+segmental+moments+of+inertia+from+anthropometric+measurements%3A+an+extension+of+the+data+of+Chandler+et%5BTitle%5D)+AND+%22J+Biomech%22%5BJournal%5D)">Regression equations to predict segmental moments of inertia from anthropometric measurements: an extension of the data of Chandler et.</a> J Biomech. 18, 621-624 (1985).</li>
<li>Hinrichs, R. N., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Adjustments+to+the+segment+center+of+mass+proportions+of+Clauser+et+al%5BTitle%5D)+AND+%22J+Biomech%22%5BJournal%5D)">Adjustments to the segment center of mass proportions of Clauser et al.</a> J Biomech. 23, 949-951 (1990).</li>
<li>Hanavan Jr, E. P. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((A+mathematical+model+of+the+human+body+Amrl-Tr-64-102%5BTitle%5D)+AND+%22+AMRL+Technical+Report%22%5BJournal%5D)">A mathematical model of the human body Amrl-Tr-64-102.</a> AMRL Technical Report. 18, 1-149 (1964).</li>
<li>Hatze, H. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((A+mathematical+model+for+the+computational+determination+of+parameter+values+of+anthropomorphic+segments%5BTitle%5D)+AND+%22J+Biomech%22%5BJournal%5D)">A mathematical model for the computational determination of parameter values of anthropomorphic segments.</a> J Biomech. 13, 833-843 (1980).</li>
<li>Leva, P. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Adjustments+to+Zatsiorsky-Seluyanov%27s+segment+inertia+parameters%5BTitle%5D)+AND+%22J+Biomech%22%5BJournal%5D)">Adjustments to Zatsiorsky-Seluyanov's segment inertia parameters.</a> J Biomech. 29, 1223-1230 (1996).</li>
<li>Durkin, J. L., Dowling, J. J. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Analysis+of+body+segment+parameter+differences+between+four+human+populations+and+the+estimation+errors+of+four+popular+mathematical+models%5BTitle%5D)+AND+%22J+Biomech+Eng%22%5BJournal%5D)">Analysis of body segment parameter differences between four human populations and the estimation errors of four popular mathematical models.</a> J Biomech Eng. 125, 515-522 (2003).</li>
<li>Durkin, J. L., Dowling, J. J., Andrews, D. M. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((The+measurement+of+body+segment+inertial+parameters+using+dual+energy+X-ray+absorptiometry%5BTitle%5D)+AND+%22J+Biomech%22%5BJournal%5D)">The measurement of body segment inertial parameters using dual energy X-ray absorptiometry.</a> J Biomech. 35, 1575-1580 (2002).</li>
<li>Jensen, R. K. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Estimation+of+the+biomechanical+properties+of+three+body+types+using+a+photogrammetric+method%5BTitle%5D)+AND+%22J+Biomech%22%5BJournal%5D)">Estimation of the biomechanical properties of three body types using a photogrammetric method.</a> J Biomech. 11, 349-358 (1978).</li>
<li>Martin, P. E., Mungiole, M., Marzke, M. W., Longhill, J. M. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((The+use+of+magnetic+resonance+imaging+for+measuring+segment+inertial+properties%5BTitle%5D)+AND+%22J+Biomech%22%5BJournal%5D)">The use of magnetic resonance imaging for measuring segment inertial properties.</a> J Biomech. 22, 367-376 (1989).</li>
<li>Mungiole, M., Martin, P. E. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Estimating+segment+inertial+properties%3A+comparison+of+magnetic+resonance+imaging+with+existing+methods%5BTitle%5D)+AND+%22J+Biomech%22%5BJournal%5D)">Estimating segment inertial properties: comparison of magnetic resonance imaging with existing methods.</a> J Biomech. 23, 1039-1046 (1990).</li>
<li>Zatsiorsky, V. M., Seluyanov, V. N. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((The+mass+and+inertia+characteristics+of+the+main+segments+of+the+human+body%5BTitle%5D)+AND+%22Biomechanics+VIII-B%22%5BJournal%5D)">The mass and inertia characteristics of the main segments of the human body.</a> Biomechanics VIII-B. , 1152-1159 (1983).</li>
<li>Zatsiorsky, V. M., Seluyanov, V. N. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Biomechanics+IX-B%5BTitle%5D)+AND+%22Human+Kinetics%22%5BJournal%5D)">Biomechanics IX-B.</a> Human Kinetics. , (1985).</li>
<li>Challis, J. H. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Precision+of+the+Estimation+of+Human+Limb+Inertial+Parameters%5BTitle%5D)+AND+%22Journal+of+Applied+Biomechanics%22%5BJournal%5D)">Precision of the Estimation of Human Limb Inertial Parameters.</a> Journal of Applied Biomechanics. 15, 418-428 (1999).</li>
<li>Challis, J. H. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Accuracy+of+Human+Limb+Moment+of+Inertia+Estimations+and+Their+Influence+on+Resultant+Joint+Moments%5BTitle%5D)+AND+%22Journal+of+Applied+Biomechanics%22%5BJournal%5D)">Accuracy of Human Limb Moment of Inertia Estimations and Their Influence on Resultant Joint Moments.</a> Journal of Applied Biomechanics. 12, 517-530 (1996).</li>
<li>Challis, J. H., Kerwin, D. G. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Quantification+of+the+uncertainties+in+resultant+joint+moments+computed+in+a+dynamic+activity%5BTitle%5D)+AND+%22J+Sports+Sci%22%5BJournal%5D)">Quantification of the uncertainties in resultant joint moments computed in a dynamic activity.</a> J Sports Sci. 14, 219-231 (1996).</li>
<li>Hunter, J. P., Marshall, R. N., McNair, P. J. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Segment-interaction+analysis+of+the+stance+limb+in+sprint+running%5BTitle%5D)+AND+%22J+Biomech%22%5BJournal%5D)">Segment-interaction analysis of the stance limb in sprint running.</a> J Biomech. 37, 1439-1446 (2004).</li>
<li>Lin-Chan, S. J., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((The+effects+of+added+prosthetic+mass+on+physiologic+responses+and+stride+frequency+during+multiple+speeds+of+walking+in+persons+with+transtibial+amputation%5BTitle%5D)+AND+%22Arch+Phys+Med+Rehabil%22%5BJournal%5D)">The effects of added prosthetic mass on physiologic responses and stride frequency during multiple speeds of walking in persons with transtibial amputation.</a> Arch Phys Med Rehabil. 84, 1865-1871 (2003).</li>
<li>Mattes, S. J., Martin, P. E., Royer, T. D. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Walking+symmetry+and+energy+cost+in+persons+with+unilateral+transtibial+amputations%3A+matching+prosthetic+and+intact+limb+inertial+properties%5BTitle%5D)+AND+%22Arch+Phys+Med+Rehabil%22%5BJournal%5D)">Walking symmetry and energy cost in persons with unilateral transtibial amputations: matching prosthetic and intact limb inertial properties.</a> Arch Phys Med Rehabil. 81, 561-568 (2000).</li>
<li>Smith, J. D., Martin, P. E. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Short+and+longer+term+changes+in+amputee+walking+patterns+due+to+increased+prosthesis+inertia%5BTitle%5D)+AND+%22J+Prosthet+Orthot%22%5BJournal%5D)">Short and longer term changes in amputee walking patterns due to increased prosthesis inertia.</a> J Prosthet Orthot. 23, 114-123 (2011).</li>
<li>Smith, J. D., Martin, P. E. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Effects+of+prosthetic+mass+distribution+on+metabolic+costs+and+walking+symmetry%5BTitle%5D)+AND+%22J+Appl+Biomech%22%5BJournal%5D)">Effects of prosthetic mass distribution on metabolic costs and walking symmetry.</a> J Appl Biomech. 29, 317-328 (2013).</li>
<li>Czerniecki, J. M., Gitter, A., Munro, C. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Joint+moment+and+muscle+power+output+characteristics+of+below+knee+amputees+during+running%3A+the+influence+of+energy+storing+prosthetic+feet%5BTitle%5D)+AND+%22J+Biomech%22%5BJournal%5D)">Joint moment and muscle power output characteristics of below knee amputees during running: the influence of energy storing prosthetic feet.</a> J Biomech. 24, 63-75 (1991).</li>
<li>Miller, D. I. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Resultant+lower+extremity+joint+moments+in+below-knee+amputees+during+running+stance%5BTitle%5D)+AND+%22J+Biomech%22%5BJournal%5D)">Resultant lower extremity joint moments in below-knee amputees during running stance.</a> J Biomech. 20, 529-541 (1987).</li>
<li>Vanicek, N., Strike, S., McNaughton, L., Polman, R. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Gait+patterns+in+transtibial+amputee+fallers+vs.+non-fallers%3A+Biomechanical+differences+during+level+walking%5BTitle%5D)+AND+%22Gait+%26+Posture%22%5BJournal%5D)">Gait patterns in transtibial amputee fallers vs. non-fallers: Biomechanical differences during level walking.</a> Gait & Posture. 29, 415-420 (2009).</li>
<li>Royer, T., Koenig, M. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Joint+loading+and+bone+mineral+density+in+persons+with+unilateral%2C+trans-tibial+amputation%5BTitle%5D)+AND+%22Clin+Biomech%22%5BJournal%5D)">Joint loading and bone mineral density in persons with unilateral, trans-tibial amputation.</a> Clin Biomech. 20, 1119-1125 (2005).</li>
<li>Underwood, H. A., Tokuno, C. D., Eng, J. J. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((A+comparison+of+two+prosthetic+feet+on+the+multi-joint+and+multi-plane+kinetic+gait+compensations+in+individuals+with+a+unilateral+trans-tibial+amputation%5BTitle%5D)+AND+%22Clin+Biomech%22%5BJournal%5D)">A comparison of two prosthetic feet on the multi-joint and multi-plane kinetic gait compensations in individuals with a unilateral trans-tibial amputation.</a> Clin Biomech. 19, 609-616 (2004).</li>
<li>Sjodahl, C., Jarnlo, G. B., Soderberg, B., Persson, B. M. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Kinematic+and+kinetic+gait+analysis+in+the+sagittal+plane+of+trans-femoral+amputees+before+and+after+special+gait+re-education%5BTitle%5D)+AND+%22Prosthet+Orthot+Int%22%5BJournal%5D)">Kinematic and kinetic gait analysis in the sagittal plane of trans-femoral amputees before and after special gait re-education.</a> Prosthet Orthot Int. 26, 101-112 (2002).</li>
<li>Bateni, H., Olney, S. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Kinematic+and+kinetic+variations+of+below-knee+amputee+gait%5BTitle%5D)+AND+%22Journal+of+Prosthetics+and+Orthotics%22%5BJournal%5D)">Kinematic and kinetic variations of below-knee amputee gait.</a> Journal of Prosthetics and Orthotics. 14, 2-12 (2002).</li>
<li>Buckley, J. G. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Biomechanical+adaptations+of+transtibial+amputee+sprinting+in+athletes+using+dedicated+prostheses%5BTitle%5D)+AND+%22Clin+Biomech%22%5BJournal%5D)">Biomechanical adaptations of transtibial amputee sprinting in athletes using dedicated prostheses.</a> Clin Biomech. 15, 352-358 (2000).</li>
<li>Yack, H. J., Nielsen, D. H., Shurr, D. G. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Kinetic+patterns+during+stair+ascent+in+patients+with+transtibial+amputations+using+three+different+prostheses%5BTitle%5D)+AND+%22Journal+of+Prosthetics+and+Orthotics%22%5BJournal%5D)">Kinetic patterns during stair ascent in patients with transtibial amputations using three different prostheses.</a> Journal of Prosthetics and Orthotics. 11, 57-62 (1999).</li>
</ol>

De auteurs verklaren dat zij geen concurrerende financiële belangen.

Om de resulterende gezamenlijke krachten en momenten te kwantificeren tijdens beweging, is een omgekeerde dynamiek model van het systeem van belang zijn nodig bij het werken met empirische gegevens. Voor de onderste extremiteit biomechanica, inverse dynamica modellen vertegenwoordigen meestal de poot, de schenkel, en dij als starre lichamen. Input voor deze modellen komen uit drie primaire bronnen: a) motie kinematica, b) grondreactiekrachten, en c) segment antropometrie en inerte eigenschappen. Motion gegevens worden verzameld met verschillende bewegingsanalyse systemen, maar alle systemen hoofdzakelijk voor de fundamentele kinematica van de beweging (positie, snelheid en versnelling). Grondreactiekrachten worden verzameld met een kracht plaat en de contactinformatie krachten die op de voeten. Antropometrie zijn metingen rechtstreeks overgenomen uit het lichaam met behulp van heersers, flexibele tapes en / of remklauwen. Deze antropometrische metingen worden gebruikt om de inerte eigenschappen van het lichaam segmenten in de inverse dynamics analyses. Inerte eigenschappen zijn onder andere de massa, zwaartepunt (COM) plaats en traagheidsmoment (MOI) van het segment ten opzichte van een as door het segment COM of de proximale of distale gewricht. Methoden en apparatuur die wordt gebruikt voor het verzamelen van beweging en op de grond reactiekracht gegevens zijn vergelijkbaar tussen onderzoeksgroepen, maar traagheids schattingen van het lichaam segmenten kan sterk variëren tussen onderzoekers, afhankelijk van de methode die de onderzoeker kiest voor het schatten van deze inerte eigenschappen. Verschillende technieken voor het schatten van de inerte eigenschappen van een volledig intact menselijk lichaam segment omvatten: 1) regressievergelijkingen gebaseerd op kadaver gegevens 1-5, 2) wiskundige modellen (dwz geometrische modellen) 6,7, en 3) scanning &amp; beeldvormingstechnieken 8-15. Veel van deze technieken vereisen directe metingen van het lichaam, maar het is eerder aangetoond dat, ongeacht de schattingsmethode gebruikt, de nauwkeurigheid van het lichaam segment inertiele schattingen op basis van deze methoden is hoog 16. Ook is gebleken dat fouten in de schatting van de inerte eigenschappen van intacte lichaam segmenten minimale impact op de groottes van resulterende gezamenlijke momenten tijdens het lopen 17,18. Gezamenlijke momenten worden beïnvloed in grotere mate door de grond reactie krachten, drukpunt locaties, even arm lengtes en segment kinematica 17-19. Daarom is het niet verwonderlijk dat de methoden voor het schatten van inerte eigenschappen van het lichaam segmenten sterk verschillen van de literatuur bij het gebruik van valide personen als deelnemers aan het onderzoek gegeven dat kleine fouten in deze schattingen zijn waarschijnlijk weinig invloed op de resultaten van de studie hebben. Veel van deze inertiële schattingen voor een volledig intacte rotorlichaam worden vaak gebruikt voor het schatten van de inerte eigenschappen van prothesen voor de onderste extremiteiten geamputeerden. Moderne onderste ledematen prothesen worden vervaardigd met behulp van lichtgewicht materialen resulting in prothetische ledematen die veel lichter is dan de ledematen die ze vervangen zijn. Dit resulteert in een inertiële asymmetrie tussen de prothese en intacte ledemaat. Vergeleken met een typische intacte schacht en de voet, de massa van een onder-knieprothese en stomp ongeveer 35% minder en heeft een zwaartepunt op ongeveer 35% dichter bij het ​​kniegewricht 20-23. De kleinere massa en proximale massaverdeling van de prothese produceert ook veel lager (~ 60%) traagheidsmoment ten opzichte van het kniegewricht van de prothese ten opzichte van die van het intacte schacht en de voet. Hoewel de onderzoekers 24,25 hebben eerder gesuggereerd dat het gebruik van intact inertiële schattingen voor de prothese hebben weinig effect op de gezamenlijke kinetische schattingen, deze vergelijkingen gericht op het resulterende gezamenlijke momenten tijdens de standfase van het lopen, waar de grond reactie kracht domineert het moment geproduceerd in de gewricht. Tijdens schommel, waar grondreactiekrachten niet aanwezig zijn, deverminderd inerte eigenschappen van de prothese hebben meer kans op schattingen van de overblijvende gezamenlijke momenten beïnvloeden. Gezien het feit dat sommige onderzoekers bijvoorbeeld, 26-32 benutten intact segment inertie eigenschappen prothese inerte eigenschappen vertegenwoordigen en anderen bijvoorbeeld 21-23 schatting prothese inerte eigenschappen direct, is het belangrijk om de impact van de gekozen voor het schatten van de inerte eigenschappen van de prothese methoden te begrijpen . Het minimaliseren van de tijd die nodig is voor het meten van inerte eigenschappen van de prothese is een belangrijke overweging bij de ontwikkeling van onze techniek. In de hier gepresenteerde techniek blijft de prothese volledig intact voor alle metingen te meten tijden extra tijden in verband met een heroriëntering van de prothese na meting te verminderen en te voorkomen. Dus het doel van deze studie was tweevoudig: 1) tonen een techniek die direct kunnen worden gebruikt om de inerte eigenschappen van abelow-knieprothese, en 2) het contrast van de effecten van de voorgestelde techniek en die van het gebruik van intacte ledemaat inerte eigenschappen van gezamenlijke kinetische schattingen tijdens het lopen in eenzijdige, transtibial geamputeerden. De hypothese was dat de gezamenlijke kinetische magnitude groter wanneer inerte eigenschappen van het intacte schacht en de voet worden gebruikt als inertie schattingen van de prothese ten opzichte van directe metingen van de prothese inerte eigenschappen.

<table><tbody><tr><td>Oscillation Rack &amp; Reaction Board</td><td>Custom Built</td><td></td><td>Buitenkooi gemaakt van 80/20 aluminium, binnenkooi van verschillende diktes van massief aluminium.</td></tr><tr><td>Laboratory scale</td><td></td><td></td><td></td></tr><tr><td>NI LabView</td><td>National Instruments</td><td></td><td>Software voor het opnemen van TTL pulsen van infrarood fotocel.</td></tr><tr><td>BNC-1050</td><td>National Instruments</td><td></td><td>BNC Breakout box met directe pinverbindingen naar de data-acquisitiekaart.</td></tr><tr><td>MATLAB</td><td>Mathworks Inc.</td><td></td><td>Software voor het verwerken van oscillatie- en reactiebordgegevens om inertie-eigenschappen van prothesen te voorspellen.</td></tr></tbody></table>

oscillatie en reaction board technieken voor het schatten van inerte eigenschappen van een onder-knieprothese

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

Het doel van deze studie was tweeledig: 1) aantonen dat er een techniek die kan worden gebruikt om direct een schatting van de inerte eigenschappen van een onder-knieprothese, en 2) het contrast van de effecten van de voorgestelde techniek en die van het gebruik van intacte ledemaat inerte eigenschappen op gezamenlijke kinetische schattingen tijdens het lopen in eenzijdige, transtibial geamputeerden. Een oscillatie en de reactie board systeem werd gevalideerd en betrouwbaar te zijn bij het meten van inerte eigenschappen van bekende geometrische vaste stoffen. Bij directe metingen van inerte eigenschappen van de prothese werden gebruikt in inverse dynamica modellering van de onderste extremiteit in vergelijking met inertielle schattingen op basis van een intact schacht en voet, gezamenlijke kinetiek bij de heup en knie waren significant lager tijdens de zwaaifase van het lopen. Verschillen in gezamenlijke kinetiek in stand, maar kleiner dan die waargenomen gedurende swing. Daarom moeten onderzoekers de nadruk op de zwaaifase van het lopen de impact van prosthes overwegenis inertie eigendom schattingen op studieresultaten. Voor houding, zou een van de twee inertiële modellen onderzocht in onze studie waarschijnlijk leiden tot vergelijkbare resultaten met een inverse dynamica beoordeling.

Inerte eigenschappen van de beenprothese distaal van de knie lager dan die van het intacte poot (tabel 1). Gemiddeld over deelnemers prothetische kant massa was 39% lager, traagheidsmoment om een ​​dwarsas door de knie was 52% lager en het zwaartepunt locatie was 24% dichter bij de knie vergeleken met waarden voor de intacte been. <table border="1" cellpadding="0" cellspacing="0" fo:keep-together.within-page="always" width="553"><tbody><tr><td> Onderwerp </td><td> Intact * Massa (kg) </td><td> Voors † Massa (kg) </td><td> Est. Verschil in massa (kg) </td><td> ‡ Iknee intact (kg · m 2) </td><td> Iknee profs (kg · m 2) </td><td> Intact cm onder het kniegewricht (m) </td><td> Pros cm onder het kniegewricht (m) </td></tr><tr><td> Een </td><td> 6.03 </td><td> 4.27 </td><td> 1,76 </td><td> 0.604 </td><td> 0.325 </td><td> 0.268 </td><td> 0.215 </td></tr><tr><td> B </td><td> 6.07 </td><td> 3.39 </td><td> 2,68 </td><td> 0.400 </td><td> 0.196 </td><td> 0.215 </td><td> 0.177 </td></tr><tr><td> C </td><td> 5.80 </td><td> 3.12 </td><td> 2,68 </td><td> 0.575 </td><td> 0.194 </td><td> 0.264 </td><td> 0.198 </td></tr><tr><td> D </td><td> 5,72 </td><td> 3.17 </td><td> 2.55 </td><td> 0.559 </td><td> 0.317 </td><td> 0.265 </td><td> 0.191 </td></tr><tr><td> E </td><td> 7.14 </td><td> 4.65 </td><td> 2,49 </td><td> 0.742 </td><td> 0.325 </td><td> 0.276 </td><td> 0.200 </td></tr><tr><td> F </td><td> 6.23 </td><td> 4.22 </td><td> 2,01 </td><td> 0.585 </td><td> 0.287 </td><td> 0.260 </td><td> 0.192 </td></tr><tr><td> Gemiddelde ± STD </td><td> 6.17 ± 0.51 </td><td> 3.80 ± 0.66 </td><td> 2.36 ± 0.38 </td><td> 0.578 ± 0.109 </td><td> 0.274 ± 0.063 </td><td> 0.258 &amp;# 177; 0.022 </td><td> 0.196 ± 0.013 </td></tr></tbody></table> * Intact verwijst naar waarden voor de gecombineerde intact schacht en voet. † Voors verwijst naar waarden voor de gecombineerde prothese en stomp. ‡ traagheidsmoment om een transversale as door de knie. Tabel 1. Vergelijking van de inerte eigenschappen tussen de prothetische en intacte ledematen vanaf de knie. Resulterende gezamenlijke krachten (figuur 3) en momenten (figuur 4) op de enkel, knie en heup werden getroffen door de inertie parameters in de inverse dynamica model. In het bijzonder werden gezamenlijke kinetiek verminderd tijdens swing initiatie (~ 65% van de voetafwikkeling) en swing beëindiging (~ 95% van de loopcyclus) als directe maatregelen van de prothese inertie werden gebruikt in inverse dynamica assessments vergeleken met regressies gebaseerd op intacte anatomie ( <strong&gt; Tabel 2). Effectgrootten suggereren deze verschillen tijdens swing waren niet triviaal (≥ 1.0). Daarnaast gezamenlijke kinetische waarden tijdens swing initiatie en terminatie met gemiddeld 80% wanneer intact inertiele schattingen zijn gebruikt, vergeleken met directe maatregelen van de prothese inerte eigenschappen. Wanneer dus inerte eigenschappen van een intact ledematen werden gebruikt om het model van prothetische zijde gezamenlijke kinetische profielen van de prothese zijde tijdens schiet leek meer op die van een intact ledematen (zie figuren 3 en 4). Tijdens houding, werden een aantal statistische verschillen waargenomen. Het grootste effect maat voor ieder verschil in houding werd waargenomen voor de heup anterioposterior resulterende gezamenlijke troepenmacht (ES = 0.86). Hoewel dit effect groot is en nog steeds beschouwd als onderdeel van houding, de piekwaarde voor deze maatregel gebeurde tijdens terminal houding (~ 52%), of als het ledemaat werd de overgang naar swing. Effect maten en voor alle andere significant verschillen waargenomen tijdens stand varieerde 0,01-0,41, dat zou worden beschouwd als klein effecten de grootste van deze waarden worden waargenomen in de heup resulterende verbinding reactiekrachten. Hoewel significante verschillen gevonden tijdens de standfase, kunnen deze verschillen indien beschouwd in termen van de grootte van het verschil (dwz effectgrootten) leiden tot een van de zin van deze verschillen in twijfel. <img alt="Figuur 3" fo:content-width="5in" src="/files/ftp_upload/50977/50977fig3highres.jpg" width="500" /> Figuur 3. Resulterende gezamenlijke reactie krachten van de enkel, knie en heup in de anterioposterior (linker panelen) en verticale richting (rechter panelen). Gegevens werden gemiddeld over onderwerpen voor de presentatie. De standfase begint bij 0% van de loopcyclus met voet contact en eindigt bij ongeveer 60% van de loopcyclus met toe-off. Schommel gaat door tot de volgende voet contact van thij hetzelfde been op 100% van de voetafwikkeling. <a href="https://www.jove.com/files/ftp_upload/50977/50977fig3highres.jpg" target="_blank">Klik hier om een grotere versie van deze afbeelding te bekijken.</a> <img alt="Figuur 4" fo:content-width="5in" src="/files/ftp_upload/50977/50977fig4highres.jpg" width="500" /> Figuur 4. Resulterende gezamenlijke momenten om een dwarsas (aka, mediolateral as) door de enkel, knie en heup. Gegevens werden gemiddeld over onderwerpen voor presentatie. De standfase begint bij 0% van de loopcyclus met voet contact en eindigt bij ongeveer 60% van de loopcyclus met toe-off. Swing door tot het volgende voet contact van hetzelfde been 100% van de loopcyclus. <img alt="Tabel 2" fo:content-width="6in" src="/files/ftp_upload/50977/50977table2.jpg" width="600" /> Tabel 2. Peak resulterende gezamenlijke reactiekrachten en momenten gemiddeld over onderwerpen en statistische vergelijkingen tussen de twee inertiele modellen voor gezamenlijke kinetiek de prothetische kant&#39;s Notes:. Mean gegevens worden gepresenteerd als gemiddelde (SD). % Gait Cycle kolom geeft het gemiddelde percentage over onderwerpen waar de piekwaarde plaatsgevonden voor die variabele. P &lt;0,05 als significant.

Body segmentale inerte eigenschappen zijn vereist voor inverse dynamica modellering. Met behulp van een slinger-en reactie boord techniek, inerte eigenschappen van onder-knieprothesen werden gemeten. Met behulp van directe maatregelen van de prothese inertie in de inverse dynamica model van de beenprothese resulteerde in lagere magnitudes van daaruit voortvloeiende gezamenlijke krachten en momenten.

Oscillatie en Reaction Board technieken voor het schatten van inerte eigenschappen van een onder-knieprothese

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

Het algemene doel van deze procedure is het schatten van de traagheidseigenschappen van een onderbeenprothese. Dit wordt bereikt door eerst de oscillatieperiode te meten terwijl de prothese in een kooi is opgehangen. De tweede stap is het gebruik van een reactiebordtechniek om de locatie van het massamiddelpunt voor het gecombineerde systeem van prothese en kooi te schatten.Vervolgens wordt de prothese uit de kooi verwijderd en wordt de techniek van het reactiebord gebruikt om de locatie van het zwaartepunt van enkel de kooi te schatten. De laatste stap is het meten van de oscillatieperiode voor de kooi alleen. Uiteindelijk is dit inertiemetingssysteem gevalideerd met behulp van bekende geometrische lichamen, zoals een houten blok van vier bij vier.De resultaten van deze experimenten worden in de bijlage gepresenteerd. Traagheidsmetingen van de kolf worden afgetrokken van de metingen van de gecombineerde prothese en kolf om schattingen van de traagheidseigenschappen van de prothese te verkrijgen. Het belangrijkste voordeel van deze techniek ten opzichte van bestaande methoden, zoals de aanname dat de traagheidseigenschappen van de zijde met de prothese vergelijkbaar zijn met die van de intacte zijde, is dat de traagheid van het prothesebeen nauwkeuriger wordt weergegeven in het biomechanische model van de persoon. Begin met het plaatsen van de geamputeerde in een stoel waarbij het prothesebeen gemakkelijk van de zitting kan worden getild, zodat de proefpersoon een reeks knieflexie- en extensiebewegingen kan uitvoeren.Identificeer vervolgens het rotatiecentrum van de knie (COR) en breng een klein stukje tape aan op het COR. Meet daarna de afstand van de rand van de prothese tot het COR van de knie. Indien het COR van de knie zich inferieur ten opzichte van de rand van de prothese bevindt, moet deze waarde als een negatieve waarde worden genoteerd.Bepaal vervolgens de afstand tussen het draaipunt (COR) van de knie en het draaipunt (COR) van de enkel. Verwijder daarna de prothese en de onderliggende sleeve om met een flexibel meetlint metingen van de stomp uit te voeren, om zo de traagheidskenmerken van de stomp te schatten. Meet vervolgens de proximale omtrek van de stomp, de grootste omtrek, ongeveer twee vingerbreedtes vanaf het kniegewricht.Bepaal vervolgens de distale omtrek van de stomp bij de laatste benige uitstulping aan het distale uiteinde. Meet daarna de lengte van de stomp, namelijk de afstand van de fibulakop tot het meest distale aspect van de stomp. Verwijder de binnenkooi uit het oscillatierestandaard door de as te verwijderen en plaats de liner en de ply van de proefpersoon in de koker van de prothese.Plaats vervolgens de prothese, terwijl de schoen nog aan is, stevig in de binnenste oscillatiekooi en gebruik een klittenbandstrip om de voet van de prothese op de distale plaat van de kooi te bevestigen. Plaats daarna de binnenkooi opnieuw in het oscillatierek door de as vast te zetten. Lijn de ophangarm van de binnenkooi uit met de stelschroef, waardoor de oscillatiehoek op minder dan vijf graden wordt ingesteld.Om een oscillatieproef te starten, trekt u de binnenkooi naar achteren tot deze de stelschroef raakt, en beweegt u deze vervolgens naar voren totdat de ruimte tussen de stelschroef en de binnenkooi zichtbaar is. Voer drie oscillatieproeven uit met de prothese in de binnenkooi en noteer de gemiddelde tijd voor één volledige oscillatiecyclus per proef. Voordat de metingen van de reactieplaat worden verschoven, houdt u de prothese gefixeerd in het rek en plaatst u de binnenkooi horizontaal rustend op de mesjes.Note vervolgens de afstand tussen de bovenste verstelbare plaat en de vaste dwarsregel aan de bovenzijde van de binnenkooi op met een digitale schuifmaat en een flexibel meetlint. Meet daarna de afstand tussen de onderste verstelbare plaat en de vaste dwarsregel aan de bovenzijde van de binnenkooi, en bepaal de afstand tussen de onderste verstelbare plaat en de vaste dwarsregel aan de onderzijde van de binnenkooi. Meet vervolgens de afstand tussen de twee messen.Nadat de weegschaal op nul is gezet, worden het rek en het prothetische ledemaat in de montage van de reactieplaat geplaatst. Plaats vervolgens één uiteinde van de binnenkooi op de weegschaal en positioneer de meskant aan de onderzijde van de binnenkooi zodanig dat deze waterpas staat en er geen spanning tussen de twee meskanten bestaat. Til het uiteinde op de weegschaal enkele keren op en plaats het vervolgens weer terug op de weegschaal.Noteer de waarde zodra er een consistente aflezing van de weegschaal is verkregen. Verwijder vervolgens de prothese uit de binnenkooi en noteer de aflezing van de reactieplaat voor enkel de kooi. Verwijder de schoen van het prothese-extremiteit en meet de massa van de schoen.Bepaal vervolgens de massa van de prothese zonder schoen. Meet daarna de afstand tussen het COR van de enkel en het plantaire oppervlak van de voet. Bepaal vervolgens de lengte van de prothetische voet zonder schoen.Plaats de schoen terug op de prothese en meet de afstand van het COR van de enkel tot de zool van de schoen en de lengte van de voet met de schoen aan. Positioneer vervolgens de binnenkooi opnieuw in het oscillatierak, waarbij u erop let dat de zwarte hoek met reflecterende tape zich het dichtst bij de fotocel bevindt. Zet de as vast en zorg ervoor dat de ophangarm van de binnenkooi is uitgelijnd met de stelschroef.Verzamel tot slot 10 oscillatieproeven waarbij alleen de eerste oscillatieperiode van elke proef wordt geregistreerd; zie bijlage A voor een uitleg waarom alleen de eerste oscillatieperiode wordt geregistreerd wanneer de kooi leeg is. De traagheidseigenschappen van de prothetische zijde waren significant lager dan de traagheidseigenschappen van het intacte been. De massa van de prothetische zijde was 39% lager.Het traagheidsmoment was 52% lager en het zwaartepunt lag 24% dichter bij de knie dan bij de schattingen van de intacte ledemaat. De gewrichtsreactiekrachten van de enkel, knie en heup werden bepaald in de anterieure, posterieure en verticale richtingen. De standfase begint bij 0% van de loopcyclus en eindigt bij ongeveer 60% van de loopcyclus.De zwaaifase gaat door tot het volgende voetcontact van hetzelfde been bij 100%. De volgende resultaten werden verkregen bij het analyseren van de gewrichtsmomenten rond een transversale as door het enkel-, knie- en heupgewricht. De kinetische profielen van de prothesezijde tijdens de zwaaifase vertoonden meer gelijkenis met die van een intact ledemaat. Wanneer de inertie-eigenschappen van een intact ledemaat werden gebruikt om de prothesezijde te modelleren. Zodra deze techniek onder de knie is, kan deze binnen 30 minuten worden uitgevoerd mits correct toegepast.

oscillation-reaction-board-techniques-for-estimating-inertial

Research

JoVE Journal

Bioengineering

Bio-engineering

Neurale-machine interfaces (NMI) zijn ontwikkeld om voortbeweging modus de gebruiker identificeren. Deze NMI potentieel nuttig voor neuronale controle van aangedreven kunstmatige benen, maar nog niet volledig aangetoond. Deze gepresenteerd (1) onze ontworpen technische platform voor eenvoudige implementatie en ontwikkeling van neurale controle voor gemotoriseerde onderste ledematen prothesen en (2) een experimentele opstelling en protocol in een laboratoriumomgeving om neuraal-gecontroleerde...

Techniek Platform en experimentele protocol voor Ontwerp en evaluatie van een neuraal-gecontroleerde Transfemoral Prothese

In dit artikel wordt een nieuwe, goedkope mens-machine interface voor een interactief balansrevalidatiesysteem na een beroerte gepresenteerd. Het systeem integreert off-the-shelf goedkope sensoren voor een door de wil gedreven elektrotherapieparadigma. De proof-of-concept software-interface wordt gedemonstreerd aan gezonde vrijwilligers.

Een mens-machine-interface van Integratie Low-cost sensoren met een neuromusculaire elektrische stimulatie systeem voor Post-stroke Balance Rehabilitation

Naarmate de ontwikkeling van prothesen zich richt op het doel van natuurlijke controle, kan het benutten van de inherente capaciteit van geamputeerden om nieuwe motorische vaardigheden te leren, vakbekwaamheid mogelijk maken. Dit manuscript beschrijft een gestructureerd revalidatieprotocol, dat imitatie, herhaling en versterkingsleren strategieën omvat, voor verbeterde multifunctionele prothetische controle.

Een gestructureerde Revalidatie Protocol voor betere Multifunctionele Prothetische controle: A Case Study

Een protocol wordt voor de karakterisering van het in het veld voetgangersgedrag en de simulatie van het resulterende structurele respons. Field-tests blijkt dat het in situ geïdentificeerd stimulatiefrequentie en synchronisatie tarief onder de deelnemers een essentiële voorwaarde voor de simulatie en verificatie van de door de mens veroorzaakte belastingen opleveren.

Simulatie van de mens veroorzaakte Trillingen Op basis van de kenmerk-veld Voetganger Behavior

Dit artikel beschrijft een techniek voor het aanbrengen vibrotactiele stimuli op de dij van een menselijke deelnemer en het meten van de nauwkeurigheid en reactietijd van volitionele respons van de deelnemer voor verschillende combinaties van stimulatie locatie en frequentie.

Een methode voor het evalueren van tijdigheid en nauwkeurigheid van Volitional Motor Responses to vibrotactiele Stimuli

Hier presenteren we een nieuw protocol om de positionele stabiliteit te meten tijdens sleutelmomenten in het zitten-opstaan-lopen door middel van de afstand tussen het drukcentrum en het zwaartepunt van het hele lichaam. Dit is afgeleid van de krachtplatform- en driedimensionale motion-capture technologie. Het paradigma is betrouwbaar en kan worden gebruikt voor de beoordeling van neurologisch gecompromitteerde individuen.

Sit-to-stand-en-lopen van 120% Knee Lengte: een nieuwe benadering voor Assess Dynamic houdingsregulatie Onafhankelijk van Lead-ledemaat

Een vergadering-platform heeft ontwikkeld en geassembleerd dat passief destabiliseert vergadering houding bij de mens. Tijdens de stabiliserende taak van de gebruiker, een inertial maateenheid registreert de beweging van het apparaat en trillende elementen leveren prestaties gebaseerde feedback aan de stoel. De draagbare, veelzijdig apparaat kan worden gebruikt in revalidatie, beoordeling en opleiding paradigma's.

Een Vibrotactile Feedback apparaat voor zittende evenwicht beoordeling en opleiding

Dit artikel presenteert een experimenteel/analytisch kader om menselijke houdings controle te bestuderen. Het protocol biedt stapsgewijze procedures voor het uitvoeren van permanente experimenten, het meten van lichaams kinematica en kinetiek signalen en het analyseren van de resultaten om inzicht te geven in de mechanismen die ten grondslag liggen aan de menselijke houdings controle.

Experimentele methoden voor het bestuderen van de menselijke postale controle

De verzekerde revalidatie van patiënten met een chronische beroerte is over het algemeen beperkt in de tijd. Op beeldvorming gebaseerd onderzoek naar hersenactiviteit van loopgerelateerde motorische taken kan leiden tot het vaststellen van biomarkers om verbeterde resultaten te meten en uitbreiding van therapie op maat te rechtvaardigen. Een nieuw, magnetisch resonantie-compatibel voetbewegingsapparaat met variabele weerstand en een protocol voor gebruik tijdens functionele magnetische...

Gebruik van een door de voet geïnduceerd digitaal gestuurd weerstandsapparaat voor evaluatie van functionele magnetische resonantiebeeldvorming bij patiënten met voetparese

Deze paper toont een protocol om de mechanische eigenschappen van levende cellen te karakteriseren door middel van microindentation gebruik van een Atomic Force Microscope (AFM).

Het meten van de mechanische eigenschappen van levende cellen door gebruik Atomic Force Microscopy

Ontdek oscillatie- en reactiebordtechnieken om traagheidsmomenten van onder-knieprothesen te meten. Deze methode verbetert biomechanische modellen en vermindert gewrichtskrachten aanzienlijk.

Oscillatie en Reaction Board technieken voor het schatten van inerte eigenschappen van een onder-knieprothese

Meer video's verkennen