Artykuł metodologiczny

Określanie i kontrolowanie zewnętrznej mocy wyjściowej podczas zwykłego napędu wózka inwalidzkiego

DOI:

10.3791/60492

⸱

5 lutego 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

W tym artykule

Podsumowanie

$$\rightleftharpoonup{xx}$$ $$\longleftharp{xx}$$, $$\longrightharp{xx}$$,

Dokładna i ustandaryzowana ocena zewnętrznej mocy wyjściowej jest kluczowa w ocenie fizjologicznego, biomechanicznego i odczuwanego stresu, obciążenia i możliwości w manualnym napędzie wózka inwalidzkiego. W artykule przedstawiono różne metody określania i kontrolowania mocy wyjściowej podczas badań napędów wózków inwalidzkich w laboratorium i poza nim.

Streszczenie

$$\rightleftharpoonup{xx}$$ $$\longleftharp{xx}$$, $$\longrightharp{xx}$$,

Korzystanie z manualnego wózka inwalidzkiego jest kluczowe dla 1% światowej populacji. Badania nad mobilnością kołową z napędem ludzkim znacznie się rozwinęły, co doprowadziło do udostępnienia ulepszonych technik badawczych w ciągu ostatnich dziesięcioleci. Aby lepiej zrozumieć wydajność mobilności kołowej, monitorowanie, szkolenie, nabywanie umiejętności i optymalizację interfejsu użytkownika wózka inwalidzkiego w rehabilitacji, życiu codziennym i sporcie, konieczna jest dalsza standaryzacja ustawień pomiarowych i analiz. Kluczowym krokiem jest dokładny pomiar i standaryzacja zewnętrznej mocy wyjściowej (mierzonej w watach), która ma kluczowe znaczenie dla interpretacji i porównania eksperymentów mających na celu poprawę praktyki rehabilitacyjnej, czynności życia codziennego i sportów adaptacyjnych. Przedstawiono i szczegółowo omówiono różne metodologie i zalety dokładnego określania mocy wyjściowej podczas testów naziemnych, bieżni i ergometrów. Napęd naziemny zapewnia najbardziej akceptowalny zewnętrznie tryb testowania, ale standaryzacja może być kłopotliwa. Napęd bieżni jest mechanicznie podobny do napędu naziemnego, ale skręcanie i przyspieszanie nie jest możliwe. Ergometr jest najbardziej ograniczony, a standaryzacja jest stosunkowo łatwa. Celem jest stymulowanie dobrych praktyk i standaryzacji, aby ułatwić dalszy rozwój teorii i jej zastosowanie w ośrodkach badawczych i stosowanych naukach klinicznych i sportowych na całym świecie.

Wprowadzenie

$$\rightleftharpoonup{xx}$$ $$\longleftharp{xx}$$, $$\longrightharp{xx}$$,

Szacuje się, że 1% światowej populacji jest obecnie zależne od mobilności na kołach1,2, stały przepływ międzynarodowych prac badawczych coraz częściej pojawia się w międzynarodowych recenzowanych czasopismach z różnych dziedzin, takich jak rehabilitacja1,3, engineering4 oraz nauki o sporcie5,6. Prowadzi to do rosnącej bazy wiedzy i zrozumienia złożoności tego powszechnego sposobu poruszania się po człowieku. Jednak w celu ciągłego rozwoju i wdrażania w rehabilitacji i adaptacyjnych praktykach sportowych potrzebna jest dalsza międzynarodowa wymiana i współpraca w zakresie badań. Integralną częścią takich sieci współpracy jest lepsza standaryzacja procedur i technologii eksperymentalnych i pomiarowych. Ponadto konsekwentne wdrażanie dokładnego monitorowania wydajności kombinacji wózek inwalidzki i użytkownika w laboratorium i/lub w terenie jest ważne dla optymalnego indywidualnego funkcjonowania i uczestnictwa, przy jednoczesnym utrzymaniu zdrowego i aktywnego stylu życia przez cały okres życia danej osoby7,8,9.

Eksperymentalnie, ręczny napęd wózka inwalidzkiego podczas stanu stacjonarnego lub szczytowych warunków ćwiczeń10,11 jest często traktowany jako cykliczny ruch górnej części ciała w celu zbadania interfejsu użytkownika wózka inwalidzkiego12,13, obciążenie mięśniowo-szkieletowe14,15,16, oraz uczenie się motoryczne i nabywanie umiejętności17,18. Połączone biomechaniczne i fizjologiczne koncepcje ruchów cyklicznych pozwalają na zastosowanie "równowagi mocy", podejścia do modelowania, które zostało początkowo wprowadzone przez Van Ingen Schenau19 dla łyżwiarstwa szybkiego i kolarstwa, a później wprowadzone w manualnej mobilności kołowej8,20,21. Rysunek 1 przedstawia wykres bilansu mocy dla ręcznego napędu wózka inwalidzkiego. Łączy się on z wybranymi krytycznymi czynnikami decydującymi o wydajności dla kombinacji wózek inwalidzki-użytkownik i jego trzech centralnych elementów (wózek inwalidzki, użytkownik i jego interfejs), po lewej stronie, do układu (bio)mechanicznych i fizjologicznych mianowników mocy i równań.

Moc wyjściowa jest ważnym parametrem wynikowym w kontekście sportu i życia codziennego, gdzie szczytowa moc wyjściowa może reprezentować zarówno zwiększoną wydajność w dostosowanych sportach, jak i łatwość funkcjonowania podczas czynności w codziennym życiu22. Co więcej, w połączeniu ze zużyciem energii może być używany do oceny wydajności pod względem sprawności mechanicznej brutto17,18,23 (tj. gdzie bardziej wykwalifikowana osoba potrzebowałaby mniej energii wewnętrznej, aby wytworzyć tę samą ilość zewnętrznej mocy wyjściowej). Z perspektywy eksperymentalnej, moc wyjściowa jest parametrem, który musi być ściśle kontrolowany podczas testu, ponieważ zmiany mocy wyjściowej mają bezpośredni wpływ na wszystkie wyniki wydajności, takie jak czas pchania, czas odzyskiwania24 i wydajność mechaniczna25. W związku z tym kontrolowanie i raportowanie mocy wyjściowej ma zasadnicze znaczenie dla wszystkich badań związanych z ręcznym napędem wózków inwalidzkich.

Testowanie naziemne jest złotym standardem pod względem ważności (tj. bezwładności, tarcia powietrza, przepływu optycznego i dynamicznego ruchu)26, jednak standaryzacja zewnętrznej mocy wyjściowej, prędkości i związanych z tym warunków środowiskowych jest znacznie trudniejsza, a powtarzalność w czasie ulega pogorszeniu. Badania związane z wózkami inwalidzkimi rozpoczęły się w latach sześćdziesiątych XX wieku27,28 i koncentrowały się na fizycznym obciążeniu związanym z poruszaniem się na kółkach. Chociaż miało to kluczowe znaczenie dla interpretacji i zrozumienia danych8,20, pojęcia dotyczące zewnętrznej mocy wyjściowej ograniczały się do obserwacji wewnętrznego kosztu metabolicznego podczas wykonywania różnych czynności na różnych powierzchniach. Obecnie koła pomiarowe mogą być używane do pomiaru mocy wyjściowej29,30 i testy z wybiegu31,32 można przeprowadzić w celu wywnioskowania strat tarcia podczas napędu, a tym samym mocy wyjściowej.

Różne technologie laboratoryjne zostały opracowane do testowania ćwiczeń na wózkach inwalidzkich33, począwszy od wielu ergometrów, a skończywszy na bieżniach o różnych rozmiarach i markach. Bieżnie są uważane za najbardziej zbliżone do testów naziemnych pod względem ważności34 i są używane od lat 60. XX wieku do testów wysiłkowych na wózkach inwalidzkich35,36. Przed badaniem należy regularnie sprawdzać nachylenie i prędkość bieżni. Nawet bieżnie tej samej marki i marki mogą się znacznie różnić i zmieniać swoje zachowanie w czasie37. Do określenia zewnętrznej mocy wyjściowej stosuje się test oporu powietrza20,36 dla całkowitej siły toczenia i oporu wewnętrznego danej kombinacji wózek inwalidzki i użytkownika38. Czujnik siły do badania oporu również musi być okresowo kalibrowany. W celu eksperymentalnej indywidualizacji protokołu pod względem całkowitego obciążenia zewnętrznego kołowania w czasie i między badanych, system kół pasowych (Rysunek 2) został zaprojektowany jako alternatywa dla poprzednich gradientów zależnych od nachylenia loading36.

Inną alternatywą dla standaryzowanych testów wysiłkowych na wózkach inwalidzkich było użycie stacjonarnych ergometrów33, od prostych, gotowych rozwiązań ergometrowych39 w kierunku wysoce wyspecjalizowanych ergometrów komputerowych i instrumentalnych40. Bardzo niewiele z nich jest dostępnych na rynku. Ogromna różnorodność technologii ergometrów i charakterystyk mechanicznych wprowadza duże, nieznane stopnie zmienności między wynikami testów33. Ergometry i wózki inwalidzkie muszą być połączone lub z natury zespolone zgodnie z projektem. Tarcie powietrza nie występuje, a odczuwalna bezwładność jest ograniczona do symulowanej bezwładności kół oraz ruchu doświadczanego w tułowiu, głowie i ramionach podczas napędu, podczas gdy użytkownik wózka inwalidzkiego jest zasadniczo nieruchomy. Ergometr pozwala na testy sprinterskie lub beztlenowe, a także testy izometryczne, jeśli koła mogą być odpowiednio zablokowane.

Przedstawiono podstawową metodologię badań nad manualną mobilnością kołową w badaniach laboratoryjnych. Przedstawiono również krótkie spojrzenie na metodologię badań terenowych nad wózkami inwalidzkimi i jej potencjalne wyniki. Główny nacisk kładziemy na kontrolowanie i pomiar zewnętrznej mocy wyjściowej (W) zarówno w eksperymentach terenowych, jak i laboratoryjnych. Dodaje się również oznaczanie wewnętrznej mocy wyjściowej za pomocą spirometrii, ponieważ jest to często używane do określania ogólnej sprawności mechanicznej. Oprócz wdrożenia dobrych praktyk, celem jest wywołanie dyskusji na temat normalizacji eksperymentalnej i międzynarodowej wymiany informacji. Obecne badanie będzie dotyczyło przede wszystkim napędu wózków inwalidzkich i jego pomiaru, ponieważ jest to najbardziej znana forma ręcznej mobilności kołowej w literaturze naukowej. Jednak pojęcia omówione poniżej są równie ważne dla innych mechanizmów napędowych wózków inwalidzkich (np. dźwigni, korby41).

Obecny protokół opisuje standaryzację i pomiar mocy wyjściowej podczas testów na ergometrze na powierzchni boiska, bieżni i wózku inwalidzkim podczas napędu w stanie ustalonym z prędkością 1,11 m/s. Na przykład tarcie toczne zostanie najpierw określone w testach naziemnych z testem z wybiegu. Korzystając z tego oszacowania tarcia, moc wyjściowa zostanie ustawiona w testach bieżni i ergometru przy użyciu dostępnych protokołów z literatury naukowej. W przypadku testów na bieżni tarcie zostanie określone za pomocą testu oporu, a moc wyjściowa zostanie dostosowana za pomocą systemu kół pasowych. Do testów ergometrem używany jest ergometr sterowany komputerowo w celu dopasowania zewnętrznej mocy wyjściowej do testu naziemnego.

Protokół

$$\rightleftharpoonup{xx}$$ $$\longleftharp{xx}$$, $$\longrightharp{xx}$$,

To badanie zostało zatwierdzone przez lokalną komisję etyczną (Komitet Etyczny Nauk o Ruchu Człowieka) w Uniwersyteckim Centrum Medycznym w Groningen. Wszyscy uczestnicy podpisali pisemną świadomą zgodę.

1. Projekt i konfiguracja badania

  1. Poinstruuj uczestnika i uzyskaj świadomą zgodę zgodnie z Komisją Etyczną instytucji.
  2. Określ gotowość uczestników do aktywności fizycznej, przeprowadzając ocenę wyjściową za pomocą Kwestionariusza Gotowości do Aktywności Fizycznej42,43.
  3. Wykonaj badanie przesiewowe w szpitalu z lekarzem.
  4. Zdecyduj się na stałą moc wyjściową dla wszystkich uczestników (np. 10-20 W przy 1,11 m/s), względną moc wyjściową (np. 0,25 W/kg masy ciała przy 1,11 m/s) lub "realistyczną" indywidualną moc wyjściową w oparciu o powierzchnię będącą przedmiotem zainteresowania (w oparciu o test z wybiegu).
  5. Pozwól uczestnikowi zapoznać się z warunkami panującymi na powierzchni, bieżni i ergometrze przed badaniem.
  6. Przed każdym pomiarem sprawdź ciśnienie w oponach i ogólną mechanikę wózka inwalidzkiego i w razie potrzeby napompuj opony do 600 kPa.
    UWAGA: Aby uzyskać ważne wyniki w stanie ustalonym dla pracy górnych partii ciała krążeniowo-oddechowych i dużej sprawności mechanicznej (ME), należy przestrzegać minimalnego czasu trwania 3 minut na submaksymalny (do 70% szczytowej zdolności wysiłkowej) blok ćwiczeń, aby osiągnąć ćwiczenia w stanie ustalonym ze współczynnikiem wymiany oddechowej poniżej 144,45. Szczególnie w napędzie ręcznym, prędkość wózka inwalidzkiego musi pozostawać w komfortowym lub wykonalnym zakresie (0,56−2,0 m/s), aby wykluczyć problemy z kontrolą motoryczną46,47,48, co oznacza, że przyrosty mocy są korzystnie kontrolowane przez przyrosty oporu.

2. Zewnętrzna moc wyjściowa podczas testów naziemnych

  1. Wykonaj test wybiegu na interesującej Cię powierzchni. Ustaw uczestnika w pozycji aktywnej i tak ustandaryzowanej, jak to możliwe: stopy na podnóżku, ręce na kolanach i patrzenie prosto przed siebie (pozycja powinna odzwierciedlać pozycję podczas napędu).
    UWAGA: Każdy ruch zmienia środek masy, co z kolei zmienia opór toczenia.
  2. Rozpędź wózek inwalidzki do dużej prędkości.
    UWAGA: Może to również zrobić uczestnik.
  3. Pozwól, aby wózek inwalidzki zwolnił do całkowitego zatrzymania się bez zakłóceń.
  4. Rejestrować dane dotyczące czasu i prędkości podczas zwalniania (np. za pomocą kół pomiarowych lub bezwładnościowych jednostek pomiarowych). Patrz sekcje 2.4.1 i 2.4.2.
    1. Rejestruj dane za pomocą kół pomiarowych.
      1. Zastąp koła wózka inwalidzkiego kołem pomiarowym i manekinem bezwładnościowym (Tabela materiałów), najlepiej gdy uczestnik nie porusza się na wózku inwalidzkim.
        UWAGA: Ten example dotyczy koła OptiPush. Inne koła mogą mieć inne wymagania dotyczące kalibracji.
      2. Włącz koło pomiarowe za pomocą włącznika/wyłącznika.
      3. Włącz laptopa z odbiornikiem USB Bluetooth i powiązanym oprogramowaniem.
      4. Otwórz oprogramowanie na komputerze.
      5. Połącz kierownicę z oprogramowaniem, wybierając odpowiedni port komunikacyjny (COM). Jeśli na liście nie ma prawidłowego portu COM, naciśnij przycisk odśwież, aby zaktualizować listę, i spróbuj ponownie. Naciśnij Dalej.
      6. Wypełnij wymagane pola na ekranie Konfiguracja klienta. Naciśnij Następny.
        UWAGA: Zwróć szczególną uwagę na ustawienia Rozmiar koła i Strona koła.
      7. Zbierz dane o przesunięciu, naciskając Start w ustawieniach koła i powoli obracając kołem bez dotykania obręczy, aż czerwone kółko zmieni kolor na zielony. Możesz też nacisnąć Pomiń, aby pominąć ten krok, jeśli procedura została już wykonana od ostatniego montażu koła. Naciśnij Dalej.
      8. Aby zebrać dane, naciśnij Rekord na ekranie Zbieranie danych. Od tego momentu wznów zwykły protokół zjazdu z wybiegu.
        UWAGA: Skrypty do analizy danych koła pomiarowego są dostępne w Materiałach uzupełniających 1.
    2. Rejestruj dane za pomocą inercyjnych jednostek miary (IMU).
      1. Przymocuj IMU (Tabelę Materiałów) do wózka inwalidzkiego: po jednym na każdej piaście koła i jeden pośrodku pod siedzeniem. Zapisz, który IMU jest podłączony, gdzie i w jakiej orientacji, aby móc z niego później skorzystać.
      2. Włącz jednostki IMU i podłącz je do komputera za pomocą pliku wykonywalnego NGIMU Synchronized Network Manager.
      3. Aby zebrać dane, przejdź do Narzędzia, a następnie wybierz Rejestrator danych i naciśnij Start. Od tego momentu wznów zwykły protokół zjazdu z wybiegu.
        UWAGA: Skrypty do analizy danych IMU są dostępne w Materiałach uzupełniających 2.
  5. Powtórz procedurę wybiegu (2.1-2.4) i zbierz dane tam i z powrotem, aby zmniejszyć wpływ nierównych powierzchni.
  6. Otwórz oprogramowanie coast_down_test na komputerze. Naciśnij przycisk Importuj dane, aby zaimportować plik danych z wybiegu (koło pomiarowe lub moduł IMU). Wybierz sekcje z wybiegu w danych, używając suwaka na wykresie po prawej stronie i naciskając opcję Chwyć zaznaczenie.
  7. Ustaw wagę uczestnika i wózka inwalidzkiego w sekcji Ustawienia. Naciśnij przycisk Oblicz wyniki. Zapisz średnie tarcie toczne (N) i współczynnik tarcia tocznego. Naciśnij Eksportuj, aby zapisać wszystkie (meta)dane do późniejszego wykorzystania.
    UWAGA: Gdy nie można założyć stałego tarcia z powodu oporu powietrza (np. w większości środowisk sportowych), analiza staje się nieco bardziej złożona. Protokół jest identyczny, ale prędkość początkowa powinna być prawdopodobnie wyższa. W takim przypadku należy rozwiązać nieliniowe równanie różniczkowe, które musi być dopasowane do łącznika krzywej (np. Levenberg-Marquardt)49.

    figure-protocol-1

    W tym równaniu jest prędkością chwilową i jest prędkością początkową na początku zwalniania. Odzwierciedla tarcie zależne od prędkości i odzwierciedla tarcie niezależne od prędkości (). Skrypty do analizy testów wybiegu są dostępne w Materiałach uzupełniających 3, a graficzny interfejs użytkownika (GUI) do analizy testów z wybiegu wykorzystany w kroku 2.7 jest dostępny w Materiałach uzupełniających 4.

3. Zewnętrzna moc wyjściowa podczas testowania bieżni

  1. Charakterystyka bieżni
    1. Zmierz prędkość taśmy załadowanej bieżni za pomocą skalibrowanego obrotomierza, aby określić, jakie ustawienie bieżni należy zastosować (np. dla 1.11 m/s bieżnia musi być ustawiona na 4.1 km/h na wyświetlaczu zamiast 4.0 km/h).
      UWAGA: Alternatywnie określ prędkość pasa, mierząc długość paska i licząc dziesięć obrotów podczas rejestrowania czasu za pomocą stopera/kamery wideo.
    2. Zmierz kąty bieżni za pomocą czujnika kąta. Sprawdź spójność, powtarzając pomiary i sprawdź histerezę, powtarzając pomiary w kolejności malejącej.
      UWAGA: Sprawdzaj prędkość bieżni za pomocą obrotomierza i kąty za pomocą czujnika kąta podczas każdego pomiaru, jeśli ich niezawodność jest niska.
  2. Test przeciągania: kalibracja
    1. Włącz zasilanie czujnika siły próbnej oporu co najmniej 30 minut przed kalibracją.
    2. Zawieś przetwornik siły pionowo i wyrównaj z laserem samopoziomującym lub czujnikiem kąta.
    3. Skonfiguruj komputer testowy oporu i podłącz czujnik siły do komputera. Otwórz oprogramowanie ADA3 na komputerze testowym oporu i naciśnij Kalibruj czujnik siły.
    4. Przymocuj znane (skalibrowane) wzorce masy (1-10 kg z przyrostem co 1 kg) do czujnika i zarejestruj wartości cyfrowe.
    5. Dopasuj równanie regresji liniowej, aby określić zależność między przyłożonym obciążeniem a zmierzonym napięciem, kontynuując w oprogramowaniu ADA3.
    6. Powtórz (3.2.1-3.2.5), jeśli błąd średniokwadratowy (RMSE) przekracza 0,13 N37.
  3. Przeprowadzanie testu oporu
    1. Włącz zasilanie co najmniej 30 minut przed pomiarem.
    2. Skonfiguruj komputer testowy oporu i podłącz czujnik siły do komputera. Otwórz oprogramowanie ADA3 na komputerze testowym oporu i naciśnij Pomiary w tabeli mocy.
    3. Umieść kombinację wózka inwalidzkiego i użytkownika na bieżni. Ustaw uczestnika w pozycji aktywnej i tak ustandaryzowanej, jak to możliwe: stopy na podnóżku, ręce na kolanach i patrzenie na wprost (pozycja powinna odzwierciedlać pozycję podczas napędu). Poinstruuj uczestnika, aby utrzymywał tę samą pozycję przez cały czas trwania testu.
    4. Zmierz przesunięcie ogniwa obciążnikowego, rejestrując siłę bez przymocowanej liny za pomocą oprogramowania ADA3. Naciśnij przycisk OK.
    5. Podłącz wózek inwalidzki do przetwornika siły za pomocą lekkiej liny. Upewnij się, że ogniwo obciążnikowe i lina są ustawione poziomo z osią tylnego koła wózka inwalidzkiego.
    6. Rozpędzić taśmę do żądanej prędkości, w tym przypadku 1,11 m/s (4,1 km/h na wyświetlaczu).
    7. Zwiększ nachylenie bieżni, poczekaj, aż pozycja bieżni i kombinacji wózek inwalidzki będzie stabilna, a następnie zapisz siłę i kąt. Powtórz dla 10 coraz bardziej stromych kątów (1,5-6% w krokach co 0,5%).
    8. Dopasuj regresję liniową za pomocą kąta i siły za pomocą oprogramowania ADA3, klikając przycisk Dalej. Oblicz siłę pod kątem zerowym bieżni.
      UWAGA: Punkt przecięcia równania regresji nie może być używany, jeśli kąt bieżni ma przesunięcie.
    9. Powtórz test oporu (3.3.3-3.3.8), jeśli wartość RMSE linii regresji liniowej przekracza 0,5 N37.
  4. Ustawianie mocy wyjściowej na bieżni
    1. Oblicz żądaną moc wyjściową i określ prędkość testową.
      UWAGA: W przypadku obecnego protokołu jest to równowartość wyników uzyskanych w kroku 2.7.
    2. Obliczyć wymagany ciężar koła pasowego, odejmując tarcie testowe oporu (z kroku 3.3.8) od tarcia docelowego (z kroku 2.7).
    3. Ustaw koło pasowe przed lub za bieżnią i upewnij się, że jest wyśrodkowane. Przymocuj bloczek do wózka inwalidzkiego i upewnij się, że lina jest wypoziomowana. Poinstruuj uczestnika, że ciężar w kole pasowym może przesunąć wózek inwalidzki.
    4. Przymocuj ciężar (zwykle od 0 do 1 kg) do systemu kół pasowych za pomocą kosza o znanej niskiej masie i karabinka. W razie potrzeby powoli zwiększaj wagę, aż do osiągnięcia pożądanej mocy wyjściowej.
      UWAGA: Alternatywnie zmień moc wyjściową, zmieniając kąt bieżni w oparciu o tabelę mocy z testu oporu
      5. .

4. Zewnętrzna moc wyjściowa podczas testów opartych na ergometrze

  1. Włącz ergometr co najmniej 30 minut przed pomiarem. Uruchom skojarzone oprogramowanie na komputerze.
  2. Naciśnij widżet Uczestnik, a następnie naciśnij Dodaj.... Przekaż uczestnikowi identyfikator i wprowadź masę ciała uczestnika. Naciśnij przycisk OK.
  3. Naciśnij ikonę wózka inwalidzkiego w menu urządzenia. Wypełnij dane techniczne wózka inwalidzkiego w formularzu. Naciśnij przycisk OK.
    UWAGA: Zmienna masy ciała jest ważna, ponieważ będzie miała wpływ na symulację dostarczaną przez ergometr.
  4. Naciśnij widżet protokołu. Utwórz protokół niestandardowy, wybierając pozycję Dodaj.... Wybierz opcję Protokół niestandardowy i naciśnij przycisk Dalej. Nadaj protokołowi odpowiednią nazwę i naciśnij Utwórz.
  5. Wybierz Etapy i kliknij Dodaj etap i opór. Ustawić opór względem współczynnika tarcia uzyskanego za pomocą testu rozbiegu w sekcji 2. Ustaw prędkość docelową na 4 km/h i naciśnij OK (Rysunek 3).
  6. Skonfiguruj ekran uczestnika. Usuń wszystkie widżety z ekranu. Kliknij Dodaj widżet i wybierz widżet Kierunek wózka inwalidzkiego i przeciągnij go na ekran (Rysunek 4).
  7. Ustaw wózek inwalidzki na rolkach za pomocą systemu wyrównywania. Zapnij wózek inwalidzki za pomocą systemu czterech pasów. Sprawdź, czy koła nie stykają się z ergometrem i czy są prawidłowo ustawione.
  8. Ustaw uczestnika w pozycji aktywnej i tak ustandaryzowanej, jak to możliwe: stopy na podnóżku, ręce na kolanach i patrzenie na wprost (pozycja powinna odzwierciedlać pozycję podczas napędu). Poinstruuj uczestnika, aby utrzymywał tę samą pozycję przez cały czas trwania testu.
  9. Skalibruj ergometr za pomocą powiązanego oprogramowania, naciskając przycisk Krzyżyk w menu Urządzenie, a następnie naciśnij Rozpocznij kalibrację.
    UWAGA: Skrypty do analizy danych ergometru są dostępne w Materiałach uzupełniających 5.

5. Wewnętrzne szacunki mocy wyjściowej podczas napędu wózka inwalidzkiego z obręczą ręczną

  1. Włącz spirometr na co najmniej 45 minut przed jakimikolwiek kalibracjami lub badaniami.
  2. Skalibruj spirometr zgodnie z wytycznymi fabrycznymi za pomocą odpowiedniego oprogramowania, w tym kalibracji turbiny, gazu odniesienia, powietrza w pomieszczeniu i opóźnienia.
    UWAGA: Przed każdym badaniem należy przeprowadzić kalibrację powietrza w pomieszczeniu i gazu odniesienia.
    1. Wykonaj kalibrację turbiny.
      1. Naciśnij Turbine w menu kalibracji. Podłączyć turbinę za pomocą czytnika optoelektronicznego do spirometru. Podłączyć strzykawkę kalibracyjną o znanej objętości do turbiny.
      2. Gdy urządzenie jest gotowe, wykonaj sześć kontrolowanych i pełnych ruchów tłokiem. Naciśnij ikonę Wyjdź.
    2. Przeprowadzić kalibrację gazu odniesienia.
      1. Naciśnij przycisk Gaz referencyjny w menu kalibracji. Podłączyć regulator ciśnienia do butli kalibracyjnej o znanym stężeniu mieszaniny gazów.
        UWAGA: Butla musi być otwarta, ale regulator ciśnienia musi być zamknięty.
      2. Podłączyć przewód do pobierania próbek do złącza do pobierania próbek spirometru i pozostawić drugi koniec odłączony. Pozwól spirometrowi przepłukać analizatory. Upewnij się, że przewód pobierania próbek znajduje się z dala od wydychanego gazu.
      3. Po wyświetleniu monitu przez spirometr podłącz wolny koniec przewodu do pobierania próbek do regulatora ciśnienia na cylindrze kalibracyjnym i otwórz reduktor. Wyjdź z ikoną Exit po zakończeniu kalibracji.
    3. Przeprowadzić kalibrację powietrza w pomieszczeniu.
      1. Podłącz przewód do pobierania próbek do złącza do pobierania próbek w spirometrze i pozostaw drugi koniec wolny. Wyjdź z ikoną Exit po zakończeniu kalibracji.
    4. Wykonaj kalibrację opóźnienia.
      1. Podłączyć turbinę do czytnika optoelektronicznego i podłączyć rurkę do pobierania próbek. Upewnij się, że oba są podłączone do spirometru.
      2. Zsynchronizuj oddech z sygnałem dźwiękowym. Może to być wykonane przez operatora.
        UWAGA: Procedurę tę należy powtarzać za każdym razem, gdy zmieniana jest probówka do pobierania próbek. Wyczyść lub zmień maskę używaną do tej procedury przed podaniem jej uczestnikowi.
      3. Wyjdź z ikoną Exit po zakończeniu kalibracji.
  3. Załóż uczestnikowi maskę spirometru. Wyreguluj elastyczne paski na nasadce głowy, aby szczelnie przylegać do twarzy fotografowanej osoby.
    UWAGA: Opcjonalnie podłącz czujnik tętna do spirometru i pozwól uczestnikowi założyć pas do pomiaru tętna.
  4. Zamocuj wąż spirometru tak, aby nie przeszkadzał w ruchu.
  5. Naciśnij przycisk Testuj, a następnie wprowadź Nowy temat na wyświetlaczu spirometru.
  6. Do submaksymalnych testów wysiłkowych wybierz tryb oddech po oddechu. Aby rozpocząć nagrywanie, naciśnij przycisk nagrywania na spirometrze.
    UWAGA: Skrypty do analizy danych spirometrycznych są dostępne w Materiałach uzupełniających 6.

6. Procedura testowa

  1. Poinstruuj uczestnika, aby wykonał 4 minuty ćwiczenia w stanie ustalonym z żądaną prędkością (1,11 m/s).
    1. Poinstruuj uczestnika, aby użył sprzężenia zwrotnego prędkości, aby utrzymać (średnio) pożądaną prędkość.
      UWAGA: Prędkość może być wyświetlana z koła pomiarowego lub IMU z odpowiednich laptopów w stanie naziemnym. Laptopy posiadają paski na rzepy, które umożliwiają mocowanie na nogach.
    2. Poinstruuj uczestnika, aby pozostał (średnio) na środku bieżni w celu uzyskania warunków na bieżni.
    3. Poinstruuj uczestnika, aby spojrzał na informację zwrotną o prędkości i kursie na ekranie ergometru w stanie ergometru i utrzymywał go (średnio) w docelowym zakresie.
  2. Uruchom jednocześnie stoper i spirometr (krok 5.6).
    UWAGA: Można to zrobić bez zewnętrznego wyzwalacza, ponieważ różnica w czasie od naciśnięcia przycisku start jest znikoma w przypadku korzystania ze spirometrii oddech po oddechu.
  3. Po 30 s uruchom napęd wózka inwalidzkiego.
    UWAGA: W przypadku warunków na bieżni i ergometrze oznacza to uruchomienie bieżni lub ergometru. W przypadku korzystania z koła pomiarowego (krok 2.4.1.8) lub IMU (krok 2.4.2.3) należy je również uruchomić.
    1. Użyj przycisku okrążenia w stanie naziemnym, aby oznaczyć rogi toru.
  4. Po kolejnych 4 minutach podczas testu, bez uprzedzenia, poinstruuj uczestnika, aby przestał pchać wózek inwalidzki.
    UWAGA: W stanie bieżni potrzeba kilku dodatkowych pchnięć, zanim pas się zatrzyma.

Wyniki

$$\rightleftharpoonup{xx}$$ $$\longleftharp{xx}$$, $$\longrightharp{xx}$$,

Korzystając z wyżej wymienionej procedury, moc wyjściowa została określona dla 17 zaznajomionych (dwie 30-minutowe sesje ćwiczeń) pełnosprawnych uczestników za pomocą naziemnego testu wybiegu tam i z powrotem (średnio z pięciu prób). Profil wybiegu został scharakteryzowany za pomocą koła pomiarowego w gładkim korytarzu szpitalnym. Następnie uczestnicy byli mierzeni podczas jazdy na torze naziemnym (25,0 x 9,0 m), bieżni (2,0 x 1,2 m) i napędzie wózka inwalidzkiego ergometrem. Moc wyjściowa w modalnościach bieżni i ergometru została dopasowana do warunków naziemnych przy użyciu protokołów opisanych w tym artykule.

Moc wyjściowa została uzyskana z tego samego koła pomiarowego podczas trzech bloków po 4 minuty napędu wózka inwalidzkiego po bloku zapoznawczym o równej długości. Tylko ostatnia minuta każdego bloku została wykorzystana do analizy, przy założeniu napędu w stanie ustalonym. Do danych o napędzie naziemnym użyto jedynie długich prostych (25 m). Wszystkie dane (wstępne) przetwarzanie zostało wykonane w języku Python 3.7 (Python Software Foundation). Szacunki ICC i ich 95% przedziały ufności zostały obliczone w R 3.3.4 (R Core Team), przy użyciu modelu efektów losowych z pojedynczą oceną, absolutną zgodą.

Średnia łączna waga systemu dla użytkowników wózków inwalidzkich wynosiła 92,6 kg (± 8,3). Średnia oczekiwana moc wyjściowa z testu z rozbiegu wyniosła 9,7 W (± 1,6). Moc wyjściowa obliczona na podstawie koła pomiarowego była niższa dla naziemnego napędu wózka inwalidzkiego 8,1 W (± 1,4), bieżni 7,8 W (± 1,9) i ergometru 8,7 W (± 2,2). Średnia różnica między mocą wyjściową celu a mocą wyjściową zmierzoną wynosiła -1,6 (± 1,6), -1,8 (± 1,4), -1,0 (± 1,0) W odpowiednio dla napędu naziemnego, bieżni i ergometru. Wyniki te są również pokazane w Tabeli 1, Rysunek 5 i Rysunek 6.

Moc wyjściowa dla napędu naziemnego wykazała słabą lub umiarkowaną zgodność (ICC: 0,38, CI: 0,00-0,73) z docelową mocą wyjściową. Natomiast napęd bieżni wykazywał zgodność słabą lub dobrą (ICC: 0,45, CI: 0,00-0,79), a napęd ergometryczny wykazywał zgodność słabą lub doskonałą (ICC: 0,77, CI: 0,11-0,93). Błąd bezwzględny był ujemnie skorelowany z mocą wyjściową dla napędu na ergometrze (r = -0,55, p = 0,02), ale nie dla pozostałych dwóch warunków (naziemnych: r = 0,47, p = 0,06; bieżnia: r = 0,22, p = 0,40).

Zgodność między warunkami była słaba do umiarkowanej (ICC: 0,49, CI: 0,20-0,74). Niezawodność wewnątrzmodalna (pomiędzy trzema blokami 4-minutowymi) była dobra lub doskonała dla napędu naziemnego (ICC: 0,91, CI: 0,82-0,97) i bieżni (ICC: 0,97, CI: 0,93-0,99) oraz umiarkowana do doskonałej dla napędu ergometrycznego (ICC: 0,97, CI: 0,71-0,99). Ergometr wydawał się z czasem osiągać gorsze wyniki, co zostało potwierdzone przez ANOVA z powtarzanymi pomiarami (F(2, 32) = 64,7 , p < 0,01), ale nie było efektu czasowego dla napędu naziemnego (F(2, 32) = 0,9 , p = 0,418) i bieżni (F(2, 32) = 0,9 , p = 0,402).

figure-results-1
Rysunek 1: Bilans mocy zastosowany do ręcznego napędu wózka inwalidzkiego. P out: zewnętrzna moc wyjściowa (W); ME: sprawność mechaniczna brutto (%); F: średnia siła oporu; V: średnia prędkość wybiegu; A: praca na pchnięcie lub cykl (J); fr: częstotliwość pchnięć lub cykli (1/s); Pint: straty wewnętrzne (W); Pair: opór aerodynamiczny (W); Rolka P: tarcie toczne (W); Pwłącznie: straty spowodowane nachyleniem (W). Ten rysunek jest przedrukowany z van der Woude et al.20. Kliknij tutaj, aby zobaczyć większą wersję tego rysunku.

figure-results-2
Rysunek 2: Konfiguracja bieżni. Lewy: Ustawienie koła pasowego w celu zwiększenia zewnętrznej mocy wyjściowej na bieżni podczas napędu. Prawy: Konfiguracja do testowania przeciągania do pomiaru sił tarcia podczas napędu wózka inwalidzkiego na bieżni. Kliknij tutaj, aby zobaczyć większą wersję tego rysunku.

figure-results-3
Rysunek 3: Okno ustawień protokołu dla ergometru wózka inwalidzkiego. Moc wyjściową można ustawić, wybierając moc wyjściową i prędkość docelową lub tarcie toczne i prędkość docelową. Kliknij tutaj, aby zobaczyć większą wersję tego rysunku.

figure-results-4
Rysunek 4: Informacje zwrotne na temat ergometru wózka inwalidzkiego w postaci wykresu liniowego. Wykreślane są prędkości lewej i prawej rolki. Uczestnicy powinni starać się utrzymywać stałą prędkość podczas jazdy w linii prostej (utrzymując linię na ekranie w poziomie). Dane prędkości są wygładzane za pomocą przesuwanego okna, które można zmienić w ustawieniach. Kliknij tutaj, aby zobaczyć większą wersję tego rysunku.

figure-results-5
Rysunek 5: Względny i bezwzględny rozkład różnic między tarciem z wybiegu a zmierzoną mocą wyjściową podczas napędu wózka inwalidzkiego naziemnego (OG), bieżni (TM) i ergometru (WE). Wąsy pokazują 1,5-krotność rozstępu międzykwartylowego. Kliknij tutaj, aby zobaczyć większą wersję tego rysunku.

figure-results-6
Rysunek 6: wykres Blanda-Altmana przedstawiający tarcie z wybiegu i zmierzoną moc wyjściową podczas napędu wózka inwalidzkiego na powierzchni (po lewej), bieżni (w środku) i ergometru (po prawej). Ciemnoszare linie przerywane wskazują średnią zbiorczą dla kombinacji, a czerwone linie przerywane to średnia + 1,96 odchylenia standardowego. Kliknij tutaj, aby zobaczyć większą wersję tego rysunku.

Wartość dwustronna (W)2Różnica w stosunku do celuRóżnica w stosunku do wartości docelowej (%)Różnica w stosunku do wartości docelowej (abs)Porozumienie z docelową organizacją producentów (ICC)3Niezawodność między blokami (ICC)3
Docelowe zamówienie zakupu19,68 (± 1,57)b.d.b.d.nie dotyczyb.d.nie dotyczy
Naziemne zamówienie zakupu8.12 (± 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)*
Bieżnia 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)*
Ergometr 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. Obliczane na podstawie tarcia z rozbiegu. 2. Określone za pomocą koła pomiarowego. 3. Dwukierunkowa, absolutna zgodność, stali oceniający z 95% przedziałami ufności. * p < 0,001.

Tabela 1: Porównanie mocy wyjściowej zestawu i mocy rzeczywistej zmierzonej za pomocą koła pomiarowego.

CzynnikówOpory toczenia
Masa ciała ↑↑
Masa wózka inwalidzkiego ↑↑
Ciśnienie w oponach ↓↑
Rozmiar koła ↑↓
Twardość podłogi ↓↑
Kąt pochylenia kół ↑?
Zbieżność do wewnątrz/na zewnątrz ↑↑↑
Zestaw kołowy ↑↑
Środek ciężkości na tylnych kołach↓
Składana rama↑
Konserwacja ↓↑

Tabela 2: Czynniki wpływające na tarcie toczne i moc wyjściową podczas ręcznego napędu wózka inwalidzkiego. Ta tabela jest przedrukiem z van der Woude et al.8.

Materiały uzupełniające 1. Kliknij tutaj, aby wyświetlić ten plik (kliknij prawym przyciskiem myszy, aby pobrać).

Materiały uzupełniające 2. Kliknij tutaj, aby wyświetlić ten plik (kliknij prawym przyciskiem myszy, aby pobrać).

Materiały uzupełniające 3. Kliknij tutaj, aby wyświetlić ten plik (kliknij prawym przyciskiem myszy, aby pobrać).

Materiały uzupełniające 4. Kliknij tutaj, aby wyświetlić ten plik (kliknij prawym przyciskiem myszy, aby pobrać).

Materiały uzupełniające 5. Kliknij tutaj, aby wyświetlić ten plik (kliknij prawym przyciskiem myszy, aby pobrać).

Materiały uzupełniające 6. Kliknij tutaj, aby wyświetlić ten plik (kliknij prawym przyciskiem myszy, aby pobrać).

Dyskusja

$$\rightleftharpoonup{xx}$$ $$\longleftharp{xx}$$, $$\longrightharp{xx}$$,

W poprzednich rozdziałach przedstawiono przystępną metodologię określania i standaryzacji mocy wyjściowej dla różnych metod laboratoryjnych. Dodatkowo dokonano porównania między mocą wyjściową zadaną a mocą wyjściową zmierzoną podczas napędu w stanie ustalonym. Chociaż obecny był błąd systematyczny, a także pewna zmienność, przedstawione narzędzia są lepsze niż alternatywa: w ogóle nie standaryzują. Wyniki te są podobne do innego badania, w którym odnotowano zmierzoną moc wyjściową i ustawiono moc wyjściowąna 50. Co więcej, zgodność między warunkami była słaba lub umiarkowana, co wskazuje, że należy zwrócić szczególną uwagę przy porównywaniu badań z zastosowaniem różnych modalności. Zgodnie z oczekiwaniami, stan ergometru stanowił najłatwiejsze do standaryzacji środowisko z perspektywy operatora. Ergometr działał lepiej w ustawieniach wysokiego tarcia. Bloki (3 x 4 min) w ramach jednej modalności wykazały zgodność od dobrej do doskonałej i od umiarkowanej do doskonałej. Co ciekawe, ergometr z czasem działał coraz gorzej, prawdopodobnie z powodu dryfu czujnika. Dlatego rozsądne może być ponowne skalibrowanie ergometru między każdym blokiem. Należy pamiętać, że wyniki te dotyczą ćwiczeń w stanie ustalonym o niskiej intensywności i mogą się różnić w zależności od protokołu.

Niewielkie zmiany mechaniczne lub ergonomiczne w kombinacji wózek inwalidzki i użytkownik może mieć duży wpływ na wyniki eksperymentu12,51. Konserwacja materiałowa i pełna świadomość zasad działania mechanicznego pojazdu mają zasadnicze znaczenie dla wyników wydajności i ważności eksperymentu. Mechanika pojazdu (np. masa, rozmiary kół, typ i ciśnienie w oponach, zbieżność) i dopasowanie (np. pozycja przód-tył, środek masy, masa, płaszczyzna czołowa) kombinacji wózek inwalidzki i opór powietrza będą decydować o toczeniu i oporze powietrza w połączeniu z warunkami środowiskowymi. Masa i orientacja środka ciężkości będą miały wpływ na opór toczenia w odniesieniu do większych kół tylnych i mniejszych kół samonastawnych z przodu. Zestawienie czynników wpływających na tarcie toczne przedstawiono w tabeli 2. Co więcej, wózek inwalidzki jest często zindywidualizowany. Oprócz warunków interwencji (np. mechanika pojazdu lub interfejs) podczas każdego badania, warunki dla wózka inwalidzkiego muszą być również stałe, a mechanika pojazdu, w tym rama, siedzenie i opony, powinna być sprawdzana. Opony muszą mieć stałe ciśnienie w testach i wśród osób. Ważne punkty kontrolne52 to możliwe punkty tarcia, położenie tylnego koła i potencjalne zmiany w geometrii kół 36,53,54,55.

Testy naziemne wymagają również technologii ambulatoryjnej dla każdego ze wskaźników obciążenia układu krążeniowo-oddechowego, kinematyki lub kinetyki. Można to spełnić, ale praktyczność złożonych pomiarów jest ograniczona w środowisku niebadawczym. Testy rozbiegu są specyficzne dla indywidualnej kombinacji użytkownika wózka inwalidzkiego i powierzchni tocznej. Są one jednak statyczne, więc mogą nie uchwycić wszystkich cech kombinacji osoba na wózku inwalidzkim56. Są one szczególnie wrażliwe na zmiany środka masy, co może wyjaśniać niewielkie różnice między testem rozbiegu a zmierzoną naziemną mocą wyjściową. Ograniczenia te występują również w teście oporu i kalibracji ergometru, które również zakładają statyczną pozycję użytkownika wózka inwalidzkiego.

Test oporu mierzy siły oporu toczenia i oporu wewnętrznego każdej indywidualnej kombinacji wózka inwalidzkiego. Jest wyraźnie wrażliwy na mechanikę pojazdu wózka inwalidzkiego, ale także pozycję i orientację ciała użytkownika. Niezbędna jest ustandaryzowana procedura20,36, w której przy stałej prędkości taśmy kombinacja użytkownik-wózek inwalidzki jest naciągana na taśmę podłączoną do jednowymiarowego skalibrowanego przetwornika siły na ramie bieżni pod różnymi kątami nachylenia (rysunek 2). Wymagany jest adapter bieżni do ogniw obciążnikowych, który można dostosować do wysokości osi środkowej wózka inwalidzkiego. Analiza regresji liniowej zapewnia statyczne oszacowanie średniej siły oporu na pasie bieżni przy zerowym nachyleniu dla danej kombinacji wózek inwalidzki – użytkownik, co zapewnia średnią zewnętrzną moc wyjściową z iloczynem prędkości pasa i siły oporu. Test oporu jest wiarygodny ze względu na niewielkie różnice w wykonywaniu badania przez różnych operatorów (np. położenie liny)37.

Chociaż czasami zakłada się, że jest to pozornie prosty test, każdy z elementów testowych testu oporu wymaga zrozumienia podstawowej teorii i przeszkolenia w zakresie wszystkich szczegółów procedur8. Podobnie jak test z rozbiegu, test ten jest szczególnie wrażliwy na zmiany środka masy. Ponadto należy wziąć pod uwagę zachowanie i czułość tensometrycznych przetworników siły, ich spójną kalibrację (tj. precyzja wzorców masy, kolejność montażu)20,36,37, a także wszelkie procedury testu oporu, które są wrażliwe na zmiany prędkości lub kąta nachylenia bieżni. Oznacza to, że sama bieżnia również musi zostać sprawdzona i skalibrowana37. Konsekwentna świadomość takich zjawisk generujących hałas musi być śledzona i realizowana w codziennych eksperymentach.

Precyzja symulacji opartych na mocy wyjściowej i ich wyniki są w pełni zależne od standaryzacji, praktyki i szkolenia osób przeprowadzających eksperymenty. Różnorodność bieżni, ergometrów lub innych urządzeń napędzanych silnikiem elektronicznym może stanowić problem, jak wykazano przez De Groot i wsp.51. W wymianie danych populacyjnych należy zdawać sobie sprawę z potencjalnej roli takich różnic na wyniki testów. W każdym eksperymencie z wózkiem inwalidzkim powinno być przedstawione właściwe wyjaśnienie warunków badania i otwarta prezentacja rzeczywistych wartości prędkości, oporu i mocy wyjściowej dla każdej podgrupy lub warunków pomiaru.

W eksperymentach z wózkami inwalidzkimi trudno jest uciec od niejednorodności badanej próbki, skupiając się na rzeczywistych użytkownikach wózków inwalidzkich. Wśród nich najczęściej poddawane są badania osobom z urazem rdzenia kręgowego, ponieważ mają tendencję do utrzymywania się stabilnego uszkodzenia rdzenia kręgowego do końca życia. Stopień uszkodzenia, kompletność, płeć, wiek, talent i status wyszkolenia decydują o niejednorodności takich badanych grup57. Zwiększenie liczby uczestników poprzez wieloośrodkową współpracę jest ważnym sposobem na obejście tego zjawiska i zwiększenie mocy eksperymentów57, nawet we wczesnych stadiach rehabilitacji10. Mamy nadzieję, że niniejszy artykuł będzie krokiem naprzód w szerokiej dyskusji na temat eksperymentów z wózkami inwalidzkimi w rehabilitacji i adaptacyjnych społecznościach sportowych, która, miejmy nadzieję, doprowadzi do międzynarodowej współpracy i wymiany wiedzy za pośrednictwem istniejących i nowych sieci badaczy. Dostępność odpowiedniej infrastruktury testowej pozwala na konsekwentne monitorowanie i ocenę postępów w rehabilitacji klinicznej, sportach adaptacyjnych i nie tylko.

Oświadczenia

$$\rightleftharpoonup{xx}$$ $$\longleftharp{xx}$$, $$\longrightharp{xx}$$,

Autorzy nie mają nic do ujawnienia.

Podziękowania

$$\rightleftharpoonup{xx}$$ $$\longleftharp{xx}$$, $$\longrightharp{xx}$$,

Przygotowanie tego manuskryptu było finansowane z grantu od Samenwerkingsverband Noord-Nederland (OPSNN0109) i było współfinansowane przez dodatek PPP Czołowych konsorcjów ds. Wiedzy i Innowacji Ministerstwa Gospodarki.

Materiały

Lista materiałów użytych w tym artykule
NazwaFirmaNumer katalogowyKomentarze
Oprogramowanie "coast_down_test"Uniwersyteckie Centrum Medyczne w Groningen-Oprogramowanie
ADA3Uniwersyteckie Centrum Medyczne w Groningen-Wykonanena zamówienie
Czujnik kątaMitutoyoPro 360
Odważniki kalibracyjne (0-10 kg w krokach co 1 kg)Uniwersyteckie Centrum Medyczne w Groningen-Niestandardowe
przeciąganie czujnik siły testowej (20 kg)ASTKAP-E/Z
Bardzo szeroka bieżniaMotek-forcelink14-890-0387
Zestaw czujników IMUX-IO TechnologiesNGIMU
Manekin inercyjnyMax MobilityOptipush
Lekka lina-wykonana na zamówienie
Lode Ergometry ManagerLodeLEM 10
Koło pomiaroweMax MobilityOptipush
System kół pasowychUniwersyteckie Centrum Medyczne w Groningen-Wykonanyna zamówienie
spirometrCOSMEDK-5
StoperOneplus6TStoper do telefonu
ObrotomierzChecklineCDT-2000HD
Przystawka do bieżni do testu oporuUniwersyteckie Centrum Medyczne w Groningen-Wykonanena zamówienie
obciążniki do koła pasowego (0-2 kg w przyrostach co 5 g)Uniwersyteckie Centrum Medyczne w Groningen-Wózekwykonany na zamówienie
Kü sschallK-series
Ergometr rolkowy do wózków inwalidzkichLodeEsseda
wykonane na zamówienie inwalidzki

Bibliografia

$$\rightleftharpoonup{xx}$$ $$\longleftharp{xx}$$, $$\longrightharp{xx}$$,
  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).

Przedruki i uprawnienia

Poproś o pozwolenie na ponowne wykorzystanie tekstu lub ilustracji tego artykułu JoVE

Poproś o pozwolenie

Tagi

Pomiar mocy wyj ciowejtest z hamowaniem swobodnymtest oporutesty na ergometrzenap d w warunkach naturalnychnap d na bie nizbieranie danych z jednostki IMUkalibracja spirometruwyr wnanie czujnika si y

Powiązane artykuły