Name: Techniki oscylacji i reakcji do szacowania właściwości bezwładności protezy poniżej kolana (Wideo) | JoVE Journal
Uploaded: 2014-05-08T16:00:00.000+00:00
Duration: 8 min 8 s
Description: Poznaj techniki oscylacji i reakcji do szacowania bezwładności protezy poniżej kolana. Metoda poprawia dokładność modeli biomechanicznych i redukuje siły stawowe u amputantów.

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

Amerykańskie i Międzynarodowe Towarzystwa Biomechaniki sfinansowały to badanie.

<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>

Autorzy oświadczają, że nie mają konkurencyjnych interesów finansowych.

Aby określić ilościowo wypadkowe siły i momenty połączenia podczas ruchu, potrzebny jest model dynamiki odwrotnej interesującego nas systemu podczas pracy z danymi empirycznymi. W przypadku biomechaniki kończyn dolnych modele dynamiki odwrotnej zazwyczaj reprezentują stopę, podudzie i udo jako ciała sztywne. Dane wejściowe dla tych modeli pochodzą z trzech głównych źródeł: a) kinematyki ruchu, b) sił reakcji gruntu oraz c) antropometrii segmentów i właściwości bezwładnościowych. Dane o ruchu są zbierane za pomocą różnych systemów analizy ruchu, ale wszystkie systemy zasadniczo zapewniają podstawową kinematykę ruchu (położenie, prędkość i przyspieszenie). Siły reakcji gruntu są zbierane za pomocą płytki siłowej i zapewniają siły kontaktowe działające na stopy. Antropometria to pomiary wykonywane bezpośrednio z ciała za pomocą linijek, elastycznych taśm i/lub suwmiarki. Te pomiary antropometryczne służą do oszacowania właściwości bezwładności segmentów ciała wykorzystywanych w analizach dynamiki odwrotnej. Właściwości bezwładności obejmują masę, położenie środka masy (COM) i moment bezwładności (MOI) segmentu względem osi przechodzącej przez segment COM lub staw proksymalny lub dystalny. Metodologie i sprzęt używany do zbierania danych o ruchu i sile reakcji gruntu są podobne w różnych grupach badawczych, ale inercyjne oszacowania segmentów ciała mogą się znacznie różnić między badaczami, w zależności od tego, którą metodę badacz wybierze do oszacowania tych właściwości bezwładności.
Różne techniki dostępne do szacowania właściwości bezwładności w pełni nienaruszonego segmentu ludzkiego ciała obejmują: 1) równania regresji oparte na danych ze zwłok1-5, 2) modele matematyczne (tj. modele geometryczne)6,7, oraz 3) techniki skanowania i obrazowania8-15. Wiele z tych technik wymaga bezpośrednich pomiarów od ciała, ale wcześniej wykazano, że niezależnie od zastosowanej metody estymacji, precyzja oszacowań inercyjnych segmentów ciała opartych na tych metodach jest wysoka16. Wykazano również, że błędy w oszacowaniach właściwości bezwładności nienaruszonych segmentów ciała mają minimalny wpływ na wielkości wypadkowych momentów stawowych podczas chodu17,18. Na momenty połączeń w większym stopniu wpływają siły reakcji gruntu, położenie środka nacisku, długości ramion momentów oraz kinematyka segmentu17-19. Dlatego nie jest zaskakujące, że metody szacowania właściwości bezwładności segmentów ciała różnią się znacznie w literaturze w przypadku wykorzystania osób pełnosprawnych jako uczestników badania, biorąc pod uwagę, że niewielkie błędy w tych szacunkach prawdopodobnie będą miały niewielki wpływ na wyniki badania.
Wiele z tych szacunków bezwładności dla w pełni nienaruszonego segmentu ciała jest często używanych do szacowania właściwości bezwładności protez dla osób po amputacji kończyn dolnych. Nowoczesne protezy kończyn dolnych są wytwarzane przy użyciu lekkich materiałów, dzięki czemu protezy kończyn są znacznie lżejsze niż kończyny, które zastępują. Powoduje to asymetrię bezwładnościową między protezą kończyny a nienaruszoną kończyną. W porównaniu z typowym nienaruszonym trzonem i stopą, masa protezy poniżej kolana i kikuta jest o około 35% mniejsza, a środek ciężkości znajduje się około 35% bliżej stawu kolanowego20-23. Mniejsza masa i bardziej proksymalny rozkład masy protezy kończyny powoduje również znacznie niższy (~60%) moment bezwładności w stosunku do stawu kolanowego dla protezy kończyny w porównaniu z nienaruszonym trzonem i stopą. Chociaż badacze24,25 wcześniej sugerowali, że użycie nienaruszonych szacunków bezwładności dla protezy kończyny ma niewielki wpływ na oszacowania kinetyczne stawów, porównania te koncentrowały się na wypadkowych momentach stawowych podczas fazy podporu podczas chodzenia, gdzie siła reakcji podłoża dominuje nad momentem wytwarzanym w stawie. Podczas huśtania, gdzie nie występują siły reakcji gruntu, zmniejszone właściwości bezwładności protezy z większym prawdopodobieństwem wpłyną na oszacowanie wynikowych momentów stawowych. Biorąc pod uwagę, że niektórzy badacze, np. 26-32, wykorzystują właściwości bezwładności nienaruszonego segmentu do przedstawienia właściwości bezwładności protezy, a inni,np. 21-23, szacują właściwości bezwładności protezy bezpośrednio, ważne jest, aby zrozumieć wpływ metod wybranych do oszacowania właściwości bezwładności protezy. Minimalizacja czasu potrzebnego na pomiar właściwości bezwładności protezy była ważnym czynnikiem przy opracowywaniu naszej techniki. W przedstawionej tutaj technice proteza pozostaje w pełni nienaruszona przez wszystkie pomiary, aby skrócić czas pomiaru i uniknąć dodatkowego czasu związanego z ponownym ustawieniem protezy po pomiarze.
Tak więc, cel tego badania był dwojaki: 1) zademonstrować technikę, która może być bezpośrednio użyta do oszacowania właściwości inercyjnych protezy poniżej kolana, oraz 2) porównać efekty proponowanej techniki i wykorzystania nienaruszonych właściwości inercjalnych kończyn do szacunków kinetycznych, stawów podczas chodzenia u jednostronnych, transpiszczelowych amputacji. Postawiono hipotezę, że wielkości kinetyczne stawu są większe, gdy jako szacunki inercyjne protezy stosuje się właściwości bezwładnościowe nienaruszonego trzonu i stopy w porównaniu z bezpośrednimi pomiarami właściwości bezwładności protezy.

<table><tbody><tr><td>Stojak oscylacyjny i Tablica reakcyjna</td><td>Budowana</td><td></td> na zamówienie <td>Klatka zewnętrzna wykonana z aluminium 80/20, klatka wewnętrzna z różnych grubości litego aluminium.</td></tr><tr><td>Waga</td><td></td><td></td><td></td></tr><tr><td>laboratoryjna NI LabView</td><td>National Instruments Oprogramowanie</td><td></td><td>do rejestracji impulsów TTL z fotokomórki podczerwieni.</td></tr><tr><td>BNC-1050</td><td>National Instruments</td><td></td><td>Skrzynka BNC Breakout z bezpośrednimi połączeniami pinowymi z kartą akwizycji danych.</td></tr><tr><td>MATLAB</td><td>Mathworks Inc.</td><td></td><td>Oprogramowanie do przetwarzania danych z oscylacji i płyty reakcyjnej w celu przewidywania właściwości bezwładności protezy.</td></tr></tbody></table>

techniki oscylacji i reakcji do szacowania właściwości bezwładności protezy poniżej kolana

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

Cel tego badania był dwojaki: 1) zademonstrować technikę, która może być użyta do bezpośredniego oszacowania właściwości bezwładności protezy poniżej kolana, oraz 2) porównać efekty proponowanej techniki i wykorzystania nienaruszonych właściwości bezwładności kończyny do szacunków kinetycznych, stawów podczas chodzenia u jednostronnych, przedawnionych amputacji. System płytek oscylacyjnych i reakcyjnych został zweryfikowany i okazał się niezawodny podczas pomiaru właściwości bezwładności znanych ciał geometrycznych. Gdy bezpośrednie pomiary właściwości bezwładności protezy zastosowano w modelowaniu dynamiki odwrotnej kończyny dolnej w porównaniu z szacunkami inercyjnymi opartymi na nienaruszonym trzonie i stopie, kinetyka stawów w biodrze i kolanie była znacznie niższa podczas fazy wymachu chodu. Różnice w kinetyce stawów podczas postawy były jednak mniejsze niż te obserwowane podczas wymachu. Dlatego badacze skupiający się na fazie wymachu podczas chodzenia powinni rozważyć wpływ szacunków właściwości bezwładności protezy na wyniki badania. Jeśli chodzi o postawę, każdy z dwóch modeli inercyjnych badanych w naszym badaniu prawdopodobnie doprowadziłby do podobnych wyników przy ocenie dynamiki odwrotnej.

Właściwości bezwładnościowe protezy nogi poniżej kolana były niższe niż w przypadku nogi zdrowej (Tabela 1). Średnio dla wszystkich uczestników masa strony z protezą była mniejsza o 39%, moment bezwładności względem osi poprzecznej przechodzącej przez kolano był mniejszy o 52%, a położenie środka masy znajdowało się o 24% bliżej kolana w porównaniu z wartościami dla nogi zdrowej.
<table border="1" cellpadding="0" cellspacing="0" fo:keep-together.within-page="always" width="553">
	<tbody >
		<tr>
			<td>Obiekt</td>
			<td>Masa nienaruszona* (kg)</td>
			<td>Masa protezy† (kg)</td>
			<td>Szacowana różnica mas (kg)</td>
			<td>‡Ikneeintact (kg·m2)</td>
			<td>Ikneepros (kg·m2)</td>
			<td>Środek masy (CM) nienaruszony poniżej stawu kolanowego (m)</td>
			<td>Środek masy (CM) protezy poniżej stawu kolanowego (m)</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>A</td>
			<td>6.03</td>
			<td>4.27</td>
			<td>1.76</td>
			<td>0.604</td>
			<td>0.325</td>
			<td>0.268</td>
			<td>0.215</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>B</td>
			<td>6.07</td>
			<td>3.39</td>
			<td>2.68</td>
			<td>0.400</td>
			<td>0.196</td>
			<td>0.215</td>
			<td>0.177</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>C</td>
			<td>5.80</td>
			<td>3.12</td>
			<td>2.68</td>
			<td>0.575</td>
			<td>0.194</td>
			<td>0.264</td>
			<td>0.198</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>D</td>
			<td>5.72</td>
			<td>3.17</td>
			<td>2.55</td>
			<td>0.559</td>
			<td>0.317</td>
			<td>0.265</td>
			<td>0.191</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>E</td>
			<td>7.14</td>
			<td>4.65</td>
			<td>2.49</td>
			<td>0.742</td>
			<td>0.325</td>
			<td>0.276</td>
			<td>0.200</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>F</td>
			<td>6.23</td>
			<td>4.22</td>
			<td>2.01</td>
			<td>0.585</td>
			<td>0.287</td>
			<td>0.260</td>
			<td>0.192</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Średnia ± STD</td>
			<td>6.17 ± 0.51</td>
			<td>3.80 ± 0.66</td>
			<td>2.36 ± 0.38</td>
			<td>0.578 ± 0.109</td>
			<td>0.274 ± 0.063</td>
			<td>0.258 ± 0.022</td>
			<td>0.196 ± 0.013</td>
		</tr>
	</tbody>
</table>
*Wartości dla połączonej nienaruszonej podudzia i stopy. 
†Wartości dla połączonej protezy i kikuta kończyny. 
‡Moment bezwładności względem osi poprzecznej przechodzącej przez kolano.
Tabela 1. Porównanie właściwości bezwładnościowych kończyn protezowanych i zdrowych poniżej kolana.
Wypadkowe siły w stawach (Rycina 3) oraz momenty sił (Rycina 4) w stawie skokowym, kolanowym i biodrowym były zależne od parametrów bezwładności zastosowanych w modelu dynamiki odwrotnej. W szczególności kinetyka stawów była niższa podczas inicjacji fazy przeniesienia (~65% cyklu chodu) i zakończenia fazy przeniesienia (~95% cyklu chodu), gdy w ocenach dynamiki odwrotnej zastosowano bezpośrednie pomiary bezwładności protezy, w porównaniu do regresji opartych na nienaruszonej anatomii (Tabela 2). Wielkości efektu sugerują, że różnice te podczas fazy przeniesienia nie były trywialne (≥1,0). Ponadto wartości kinetyki stawów wzrosły średnio o 80% podczas inicjacji i zakończenia fazy przeniesienia, gdy zastosowano szacunki bezwładności kończyny zdrowej w porównaniu z bezpośrednimi pomiarami właściwości bezwładności protezy. Zatem, gdy do modelowania strony z protezą zastosowano właściwości bezwładności kończyny nienaruszonej, profile kinetyki stawów strony z protezą podczas fazy przeniesienia bardziej przypominały profile kończyny nienaruszonej (patrz Ryciny 3 i 4). Podczas fazy podporu zaobserwowano szereg różnic statystycznych. Największa wielkość efektu dla jakiejkolwiek różnicy podczas fazy podporu wystąpiła dla wypadkowej siły w stawie biodrowym w płaszczyźnie przednio-tylnej (ES = 0,86). Chociaż wielkość tego efektu jest duża i nadal uznaje się ją za część fazy podporu, wartość szczytowa dla tego pomiaru wystąpiła podczas końcowego podporu (~52%), czyli w momencie przejścia kończyny do fazy przeniesienia. Wielkości efektu dla wszystkich pozostałych istotnych różnic zaobserwowanych podczas fazy podporu mieściły się w zakresie od 0,01 do 0,41, co uznaje się za efekty małe, przy czym największa z tych wartości odnotowana została dla wypadkowych sił reakcji w stawie biodrowym. Mimo że podczas fazy podporu stwierdzono istotne różnice, różnice te, rozpatrywane pod kątem ich wielkości (i.e., wielkości efektu), mogą prowadzić do zakwestionowania ich znaczenia.
<img alt="Wykresy sił reakcji w stawach, analiza cyklu chodu, kostka, kolano, biodro, porównanie bezwładności protezy." fo:content-width="5in" src="/files/ftp_upload/50977/50977fig3highres.jpg" width="500" data-altupdatedat="1787630408000" data-alt="Rysunek 3"> 
Rysunek 3. wypadkowe siły reakcji w stawie skokowym, kolanowym i biodrowym w kierunku przednio-tylnym (lewe panele) i pionowym (prawe panele). Dane zostały uśrednione dla wszystkich badanych w celu prezentacji. Faza podporowa rozpoczyna się w 0% cyklu chodu w momencie kontaktu stopy z podłożem i kończy się w około 60% cyklu chodu w momencie oderwania palców. Faza przenoszenia trwa do następnego kontaktu stopy tej samej nogi w 100% cyklu chodu. <a href="https://www.jove.com/files/ftp_upload/50977/50977fig3highres.jpg" target="_blank">Kliknij tutaj, aby wyświetlić większą wersję tego rysunku.</a>
<img alt="Analiza cyklu chodu; wykres momentów w stawie skokowym, kolanowym i biodrowym; porównanie wpływu bezwładności ciała na protezy." fo:content-width="5in" src="/files/ftp_upload/50977/50977fig4highres.jpg" width="500" data-altupdatedat="1787630408000" data-alt="Rysunek 4"> 
Rysunek 4. wypadkowe momenty stawowe wokół osi poprzecznej (tzw. osi mediolateralnej) w stawie skokowym, kolanowym i biodrowym. Dane zostały uśrednione dla wszystkich badanych w celu prezentacji. Faza podporu rozpoczyna się w 0% cyklu chodu w momencie kontaktu stopy z podłożem i kończy się w około 60% cyklu chodu w momencie oderwania palców. Faza przenoszenia trwa do następnego kontaktu stopy tej samej nogi w 100% cyklu chodu.
<img alt="Tabela modelu inercyjnego; siły w stawach (N), momenty w stawach (Nm) podczas cyklu chodu; analiza biomechaniczna." fo:content-width="6in" src="/files/ftp_upload/50977/50977table2.jpg" width="600" data-altupdatedat="1787630408000" data-alt="Tabela 2"> 
Tabela 2. Szczytowe wypadkowe siły i momenty reakcji w stawach uśrednione dla badanych oraz porównania statystyczne pomiędzy dwoma modelami inercyjnymi dla kinetyki stawów strony protezowanej. Uwagi: Dane średnie przedstawiono jako średnia(SD). Kolumna % Gait Cycle reprezentuje średni procent dla badanych, w którym wystąpiła wartość szczytowa dla danej zmiennej. p&lt;.05 uznano za istotne statystycznie.

Właściwości inercyjne segmentu ciała są wymagane do modelowania dynamiki odwrotnej. Za pomocą techniki płytki oscylacyjnej i reakcyjnej zmierzono właściwości inercyjne protez poniżej kolana. Zastosowanie bezpośrednich pomiarów bezwładności protezy w modelu dynamiki odwrotnej protezy nogi skutkowało mniejszymi wielkościami wypadkowych sił i momentów stawowych.

Techniki oscylacji i reakcji do szacowania właściwości bezwładności protezy poniżej kolana

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 ...

Ogólnym celem tej procedury jest oszacowanie właściwości bezwładnościowych protezy podkolanowej. Osiąga się to najpierw poprzez pomiar okresu drgań protezy zawieszonej w klatce. Drugim krokiem jest zastosowanie techniki płyty reakcyjnej w celu oszacowania położenia środka masy dla połączonego układu protezy i klatki.Następnie protezę wyjmuje się z klatki, a za pomocą techniki płyty reakcyjnej szacuje się położenie środka masy samej klatki. Ostatnim krokiem jest pomiar okresu drgań samej klatki. W końcowym etapie ten system pomiaru bezwładności został zwalidowany przy użyciu znanych brył geometrycznych, takich jak drewniany blok o wymiarach cztery na cztery.Wyniki tych eksperymentów przedstawiono w aneksie. Pomiary bezwładności koszyka są odejmowane od pomiarów łącznych protezy i koszyka, aby uzyskać szacunki właściwości bezwładnościowych protezy. Główną zaletą tej techniki w porównaniu z istniejącymi metodami, takimi jak zakładanie, że właściwości bezwładnościowe strony z protezą są podobne do właściwości strony zdrowej, jest bardziej dokładne odwzorowanie bezwładności nogi z protezą w modelu biomechanicznym danej osoby. Aby rozpocząć, należy posadzić osobę po amputacji na krześle w taki sposób, aby noga z protezą mogła być wygodnie uniesiona nad siedzisko, co umożliwi badanemu wykonanie serii ruchów zgięcia i wyprostu w stawie kolanowym.Następnie należy wyznaczyć środek obrotu (COR) kolana i nakleić w tym miejscu mały kawałek taśmy. Następnie należy zmierzyć odległość od krawędzi protezy do COR kolana. Jeśli COR kolana znajduje się poniżej krawędzi protezy, wartość tę należy zapisać jako wartość ujemną.Następnie wyznacz odległość między COR kolana a COR kostki. Potem zdejmij protezę oraz znajdującą się pod nią tuleję, aby dokonać pomiarów kikuta za pomocą miękkiego centymetra w celu oszacowania właściwości bezwładnościowych kikuta. Następnie zmierz obwód proksymalny kikuta, czyli największy obwód, w odległości około dwóch szerokości palców od stawu kolanowego.Następnie należy zmierzyć obwód dystalny kikuta na wysokości ostatniej wyniosłości kostnej końca dystalnego. Kolejno należy zmierzyć długość kikuta, czyli odległość od głowy kości strzałkowej do najbardziej dystalnego punktu kikuta. Należy wyjąć wewnętrzną klatkę z racka oscylacyjnego poprzez usunięcie osi, a następnie umieścić liner i warstwy wypełniające badanego w leju protezy.Następnie należy stabilnie umieścić protezę wraz z założonym butem wewnątrz wewnętrzej klatki oscylacyjnej, używając rzepa do przymocowania stopy protezy do dystalnej płyty klatki. Następnie należy ponownie umieścić wewnętrzną klatkę w statywie oscylacyjnym poprzez zabezpieczenie osi. Należy wyrównać ramię zawieszenia wewnętrznej klatki ze śrubą regulacyjną, co ustawi kąt oscylacji na mniej niż pięć stopni.Aby rozpocząć próbę oscylacji, odciągnij wewnętrzną klatkę do tyłu, aż dotknie ona śruby regulacyjnej, a następnie przesuń ją do przodu, aż pojawi się widoczna szczelina między śrubą regulacyjną a wewnętrzną klatką. Przeprowadź trzy próby oscylacji z protezą umieszczoną w wewnętrznej klatce i zapisz średni czas jednego pełnego cyklu oscylacji dla każdej próby. Przed zmianą pomiarów płyty reakcyjnej utrzymaj protezę nieruchomo w stojaku i ustaw wewnętrzną klatkę poziomo, opierając ją na ostrzach nożowych.Następnie należy zmierzyć odległość między górną płytą regulacyjną a stałą poprzeczką u góry wewnętrznej klatki, używając suwmiarki cyfrowej i elastycznej taśmy mierniczej. W kolejnym kroku należy zmierzyć odległość między dolną płytą regulacyjną a stałą poprzeczką u góry wewnętrznej klatki, a następnie określić odległość między dolną płytą regulacyjną a stałą poprzeczką u dołu wewnętrznej klatki. Na koniec należy zmierzyć odległość między dwoma ostrzami noży.Po wytarowaniu wagi, umieść statyw oraz protezę kończyny w zestawie płyty reakcyjnej. Następnie umieść jeden koniec wewnętrznej klatki na wadze i ustaw ostrze noża na spodzie wewnętrznej klatki tak, aby znajdowało się ono w poziomie i nie występowało żadne naprężenie między dwoma ostrzami noży. Kilkukrotnie unieś koniec znajdujący się na wadze, a następnie ponownie go odstaw.Zapisz wartość po uzyskaniu stabilnego odczytu z wagi. Następnie wyjmij protezę z wewnętrznej klatki i zapisz odczyt z płyty reakcyjnej dla samej klatki. Zdejmij but z kończyny protezy i zmierz masę buta.Następnie wyznacz masę protezy bez buta. Potem zmierz odległość między COR stawu skokowego a powierzchnią podeszwową stopy. Następnie określ długość stopy protezowej bez buta.Nałożyć but z powrotem na protezę i zmierzyć odległość od COR stawu skokowego do podeszwy buta oraz długość stopy w obuwiu. Następnie ponownie umieścić wewnętrzną klatkę w stojaku oscylacyjnym, upewniając się, że czarny róg z odblaskową taśmą znajduje się najbliżej fotokomórki. Zabezpieczyć oś i upewnić się, że ramię zawieszenia wewnętrznej klatki jest wyrównane ze śrubą regulacyjną.Na koniec przeprowadź 10 prób oscylacji, rejestrując wyłącznie pierwszy okres oscylacji każdej próby; wyjaśnienie, dlaczego podczas gdy klatka jest pusta rejestruje się tylko pierwszy okres oscylacji, znajduje się w dodatku A. Właściwości bezwładnościowe strony protezowanej były znacznie niższe niż właściwości bezwładnościowe nogi zdrowej. Masa strony protezowanej była o 39% mniejsza.Moment bezwładności był o 52% mniejszy, a środek masy znajdował się o 24% bliżej kolana w porównaniu do szacunków dla kończyny nienaruszonej. Siły reakcji w stawach skokowym, kolanowym i biodrowym zostały określone w kierunkach przednim, tylnym i pionowym. Faza podporu rozpoczyna się w 0% cyklu chodu i kończy w około 60% cyklu chodu.Faza przenoszenia trwa do momentu następnego kontaktu stopy tej samej nogi w 100%. Następujące wyniki uzyskano podczas analizy momentów w stawach względem osi poprzecznej przechodzącej przez staw skokowy, kolanowy i biodrowy. Profile kinetyczne strony protezowanej podczas fazy przenoszenia bardziej przypominały profile kończyny zdrowej. Gdy do modelowania strony protezowanej wykorzystano właściwości bezwładnościowe kończyny zdrowej. Po opanowaniu technika ta może zostać wykonana w ciągu 30 minut, jeśli zostanie przeprowadzona prawidłowo.

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

Research

JoVE Journal

Bioengineering

Bioinżynieria

Techniki drgań i reakcji płyty do szacowania właściwości bezwładnościowych protezy podkolanowej

Interfejsy neuronowe (NMI) zostały opracowane w celu identyfikacji trybu lokomocji użytkownika. Te NMI są potencjalnie przydatne do neuronalnej kontroli napędzanych sztucznych nóg, ale nie zostały w pełni zademonstrowane. W tym artykule przedstawiono (1) zaprojektowaną przez nas platformę inżynieryjną do łatwego wdrażania i rozwoju sterowania neuronowego dla zasilanych protez kończyn dolnych oraz (2) eksperymentalną konfigurację i protokół w środowisku laboratoryjnym do bezpiecznej i efektywnej...

Platforma inżynieryjna i protokół eksperymentalny do projektowania i oceny protezy przezudowej sterowanej neuronalnie

Osoby z chromaniem przestankowym wykazują słabą równowagę w porównaniu do zdrowych osób z grupy kontrolnej. Komputerowa posturografia dynamiczna jest obiektywną metodą pomiaru reakcji posturalnych danej osoby na zaburzenia równowagi. Zapewnia to obiektywne odzwierciedlenie zdolności osoby do reagowania na sytuacje, w których bodźce sensoryczne ulegają zmianie i pojawiają się nieoczekiwane perturbacje.

Komputerowa posturografia dynamiczna do oceny kontroli postawy u pacjentów z przerywanym kladykacją

W tym artykule przedstawiono nowatorski, tani interfejs człowiek-maszyna do interaktywnego systemu rehabilitacji równowagi po udarze. System integruje gotowe, niedrogie czujniki w kierunku wolicjonalnie sterowanego paradygmatu elektroterapii. Interfejs oprogramowania typu proof-of-concept jest demonstrowany na zdrowych ochotnikach.

Interfejs człowiek-maszyna integrujący niedrogie czujniki z systemem stymulacji elektrycznej nerwowo-mięśniowej do rehabilitacji równowagi po udarze

W miarę jak rozwój protetyki zmierza w kierunku naturalnej kontroli, wykorzystanie wrodzonej zdolności osób po amputacji do uczenia się nowych umiejętności motorycznych może umożliwić biegłość. Ten manuskrypt opisuje ustrukturyzowany protokół rehabilitacji, który obejmuje naśladowanie, powtarzanie i strategie uczenia się przez wzmacnianie, w celu poprawy wielofunkcyjnej kontroli protetycznej.

Ustrukturyzowany protokół rehabilitacji w celu poprawy wielofunkcyjnej kontroli protetycznej: studium przypadku

Przedstawiono protokół do charakterystyki zachowania pieszych w terenie i symulacji wynikającej z tego reakcji strukturalnej. Testy terenowe pokazują, że zidentyfikowane in situ tempo stymulacji i tempo synchronizacji między uczestnikami stanowią istotny wkład w symulację i weryfikację obciążeń wywołanych przez człowieka.

Symulacja drgań wywołanych przez człowieka w oparciu o scharakteryzowane zachowanie pieszych w terenie

Ten artykuł opisuje technikę stosowania bodźców wibrodotykowych na udo ludzkiego uczestnika oraz mierzenie dokładności i czasu reakcji wolicjonalnej uczestnika dla różnych kombinacji lokalizacji i częstotliwości stymulacji.

Metoda oceny terminowości i dokładności wolicjonalnych reakcji motorycznych na bodźce wibrodotykowe

Platforma do siedzenia została opracowana i zmontowana, która pasywnie destabilizuje postawę siedzącą u ludzi. Podczas zadania stabilizacyjnego użytkownika bezwładnościowa jednostka pomiarowa rejestruje ruch urządzenia, a wibrujące elementy dostarczają do siedzenia informację zwrotną opartą na wydajności. Przenośne, wszechstronne urządzenie może być wykorzystywane w paradygmatach rehabilitacji, oceny i treningu.

Wibrodotykowe urządzenie zwrotne do oceny i treningu równowagi w pozycji siedzącej

Ten artykuł przedstawia eksperymentalne/analityczne ramy do badania kontroli postawy człowieka. Protokół zawiera procedury krok po kroku dotyczące przeprowadzania eksperymentów w pozycji stojącej, pomiaru kinematyki i kinetyki ciała oraz analizowania wyników w celu zapewnienia wglądu w mechanizmy leżące u podstaw kontroli postawy człowieka.

Eksperymentalne metody badania kontroli postawy człowieka

Rehabilitacja ubezpieczona pacjentów z przewlekłym udarem mózgu jest na ogół ograniczona w czasie. Oparte na obrazowaniu badanie aktywności mózgu związane z zadaniami motorycznymi związanymi z chodzeniem może prowadzić do ustanowienia biomarkerów do pomiaru lepszych wyników i uzasadnić rozszerzenie terapii dostosowanej do indywidualnych potrzeb. Zaprezentowano nowatorskie, kompatybilne z rezonansem magnetycznym urządzenie do ruchu stopy o zmiennym oporze oraz protokół do stosowania podczas...

Zastosowanie indukowanego stopą cyfrowo sterowanego urządzenia oporowego do oceny funkcjonalnego rezonansu magnetycznego u pacjentów z niedowładem stopy

Ten artykuł demonstruje protokół charakteryzujący właściwości mechaniczne żywych komórek za pomocą mikrowgłębienia za pomocą mikroskopu sił atomowych (AFM).

Pomiar właściwości mechanicznych żywych komórek za pomocą mikroskopii sił atomowych

Poznaj techniki oscylacji i reakcji do szacowania bezwładności protezy poniżej kolana. Metoda poprawia dokładność modeli biomechanicznych i redukuje siły stawowe u amputantów.

Techniki oscylacji i reakcji do szacowania właściwości bezwładności protezy poniżej kolana

Przeglądaj więcej filmów