Oscilação e Conselho Reação Técnicas para estimar as propriedades de inércia de uma prótese abaixo do joelho

Resumo

Segmentares Corpo propriedades inerciais são necessários para a modelagem dinâmica inversa. Usando uma oscilação e técnica placa de reação, propriedades inerciais das próteses abaixo do joelho foram medidos. Usando medidas diretas de prótese inércia no modelo de dinâmica inversa da perna protética resultou em magnitudes menores de forças conjuntas resultantes e momentos.

Resumo

O objectivo deste estudo era duplo: 1) demonstrar uma técnica que pode ser utilizada para estimar directamente as propriedades de inércia de uma prótese abaixo do joelho, e 2) os efeitos de contraste da técnica proposta e que o uso de membros intactos propriedades inerciais em estimativas cinéticos conjuntas durante andando em unilaterais, amputados transtibiais. Um sistema de oscilação e tábua de reação foi validado e mostrou-se confiável ao medir propriedades inerciais de sólidos geométricos conhecidos. Quando as medições diretas de propriedades inerciais da prótese foram utilizados na modelagem dinâmica inversa da extremidade mais baixa em comparação com as estimativas de inércia com base em uma haste intacta e pé, cinética articular no quadril e joelho foram significativamente menores durante a fase de balanço da marcha. As diferenças na cinética conjuntas durante postura, no entanto, foram menores do que os observados durante o balanço. Portanto, os pesquisadores com foco na fase de balanço da marcha deve considerar o impacto da prosthesé de propriedade de inércia estimativas sobre os resultados do estudo. Para postura, qualquer um dos dois modelos de inércia investigados em nosso estudo provavelmente levaria a resultados semelhantes com uma avaliação dinâmica inversa.

Introdução

Para quantificar as forças conjuntas resultantes e momentos durante o movimento, um modelo de dinâmica inversa do sistema de interesse é necessário quando se trabalha com dados empíricos. Para biomecânica dos membros inferiores, os modelos de dinâmica inversa normalmente representam a pé, pernil, e coxa como corpos rígidos. Entrada para esses modelos vêm de três fontes principais: a) cinemática do movimento, b) força de reação do solo e C) antropométricas segmento e propriedades inerciais. Dados de movimento são recolhidos com uma variedade de sistemas de análise de movimento, mas todos os sistemas essencialmente proporcionar a cinemática básicos do movimento (posição, velocidade e aceleração). Forças de reação do solo são recolhidas com uma plataforma de força e fornecer as forças de contato que agem sobre os pés. Antropometria são medidas tomadas diretamente do corpo usando os governantes, fitas flexíveis e / ou pinças. Estas medições antropométricas são utilizados para estimar as propriedades de inércia dos segmentos corporais utilizados na dynami inversacs analisa. Propriedades de inércia da massa incluem, centro de massa (COM) local e do momento de inércia (MOI) de segmento em relação a um eixo que passa pelo segmento ou COM proximal ou distal comum. Metodologias e equipamentos utilizados para a coleta de dados de movimento e força de reação do solo são semelhantes entre os grupos de pesquisa, mas estimativas inerciais dos segmentos corporais podem variar muito entre os pesquisadores, dependendo de qual método o pesquisador escolhe para estimar essas propriedades inerciais.

Várias técnicas disponíveis para estimar as propriedades inerciais de um segmento do corpo humano totalmente intacta incluem: 1) equações de regressão com base em dados de cadáver ^1-5, 2) técnicas de modelos matemáticos (ou seja, modelos geométricos) ^6,7, e 3) de digitalização e imagem ^8-15. Muitas destas técnicas requerem medições directas do corpo, mas que tenha sido previamente demonstrado que, independentemente do método de estimativa a ser usada, a precisão do segmento corporalAs estimativas de inércia mento à base de tais métodos é elevado ^16. Também foi mostrado que os erros nas estimativas das propriedades inerciais dos segmentos corporais intactas têm um impacto mínimo sobre as magnitudes dos momentos articulares resultantes durante a caminhada ^17,18. Momentos conjuntas são influenciadas em maior medida pelas forças de reação do solo, centro de locais de pressão, comprimentos braço de momento, e cinemática segmento ^17-19. Portanto, não é surpreendente que os métodos para estimar propriedades inerciais dos segmentos corporais variam largamente na literatura quando se utiliza indivíduos sãos como participantes da pesquisa, uma vez que pequenos erros nessas estimativas são susceptíveis de ter pouco impacto sobre os resultados do estudo.

Muitas dessas estimativas inerciais para um segmento de corpo totalmente intacta são muitas vezes utilizados para estimar as propriedades inerciais das próteses para amputados dos membros inferiores. Próteses dos membros inferiores modernos são fabricados com materiais leves resulting em próteses, que são muito mais leves que os membros que substituem. Isso resulta em uma assimetria de inércia entre a prótese eo membro intacto. Em comparação com uma haste típico intacto e do pé, a massa de uma prótese abaixo do joelho e do membro residual é cerca de 35% menos e tem um centro de massa localizado, aproximadamente, 35% mais estreita que a articulação do joelho ^20-23. A menor massa e distribuição de massa mais proximal da prótese também produz uma (~ 60%) muito menor momento de inércia em relação à articulação do joelho para a prótese em comparação com a da haste intacta e pé. Embora os pesquisadores ^24,25 já sugeriram que o uso de estimativas inerciais intactas para a prótese ter pouco efeito sobre as estimativas cinéticos conjuntas, estas comparações focada em momentos articulares resultantes durante a fase de apoio do pé, onde a força de reação do solo domina o momento produzido na articulação. Durante swing, onde as forças de reação do solo não estão presentes, oreduzidas propriedades inerciais da prótese são mais propensos a influenciar as estimativas de momentos articulares resultantes. Tendo em conta que alguns pesquisadores, por exemplo, ^26-32 utilizam propriedades de inércia segmento intactas para representar prótese propriedades inerciais e outros, por exemplo, ^21-23 estimativa prótese propriedades inerciais diretamente, é importante para entender o impacto dos métodos escolhidos para estimar as propriedades inerciais da prótese . Minimizando o tempo necessário para a medição das propriedades de inércia da prótese foi um factor importante no desenvolvimento da nossa técnica. Na técnica apresentada aqui a prótese permanece totalmente intacto para todas as medidas para reduzir os tempos de medição e evitar quaisquer outras vezes, relacionadas ao realinhamento da prótese após a medição.

Assim, o objectivo deste estudo era duplo: 1) demonstrar uma técnica que pode ser utilizada directamente para estimar as propriedades de inércia de abelow prótese do joelho, e 2) contrastar os efeitos da técnica proposta e que do uso do membro intacto propriedades inerciais em estimativas cinéticos conjuntas durante a caminhada em unilaterais, amputados transtibiais. Foi sugerido que magnitudes cinéticos conjuntas são maiores quando as propriedades de inércia da haste intacta e pé são usados ​​como as estimativas de inércia para a prótese, em comparação com medições diretas da prótese propriedades inerciais.

Protocolo

Participantes

Seis unilaterais, amputados transtibiais (5 homens, com 1 mulheres; idade = 46 ± 16 anos, a massa = 104,7 ± 9,7 kg, altura = 1,75 ± 0,08 m) participaram deste estudo. Cinco das seis amputados tiveram amputações devido a lesões traumáticas com o outro devido a doença óssea congênita. Todos os amputados utilizado um sistema de suspensão tipo pino de trava e para a interface de soquete da prótese e uma resposta pé dinâmico elástico prótese (3 College Park, 2 Flex-pé, e um Gênesis II). Participante recrutamento focado em amputados que foram totalmente ambulatorial, tinha usado uma prótese de membro inferior por pelo menos um ano, e mantido algum grau de atividade física ou em suas atividades profissionais ou diárias. O protocolo foi aprovado pelo Conselho de Revisão Institucional da universidade, e consentimento informado foi obtido de cada participante antes da participação.

Trials Walking Overground

A três segmentos (coxa, pernil, e pé) dinâmica plano sagital inversas modelo foi usado para estimar as forças conjuntas resultantes e momentos no quadril, joelho e tornozelo. Segmento propriedades inerciais dos segmentos corporais intactas foram estimados com base em equações de regressão de Leva de ^8. Propriedades inerciais da prótese e membro residual foram medidos diretamente e distribuído entre a haste e pé protético (ver passo a passo protocolo abaixo). Um único fator MANOVA com medidas repetidas foi utilizada para determinar o efeito das estimativas prótese inércia, quer medidas diretas ou utilizando estimativas do segmento intacto, em forças conjuntas resultantes de pico e momentos durante postura e swing. Dado que os perfis de força de reação conjunta e momento resultante foram semelhantes entre todos os participantes, um algoritmo foi escrito em MATLAB (Mathworks, Natick, MA) para se concentrar em janelas específicas dentro do ciclo da marcha para identificar cada um dos picos quantit indivíduos (Ver% ciclo de marcha na Tabela 2). Foi feito um ajustamento de Bonferroni para os intervalos de confiança com base no número de variáveis ​​dependentes. Diferenças de significância foram considerados de p <0,05.

Descrição da oscilação e Reação Board Systems

O sistema de oscilação usada para medir as propriedades de inércia de uma prótese inclui uma gaiola exterior ou estrutura de suporte feita de 80/20, de alumínio, de uma gaiola interna de alumínio, que é ajustável, e uma barreira de luz infravermelha (ver Figura 1A). A gaiola interior é suspenso a partir do exterior da gaiola, com um eixo que passa através de dois rolamentos de encaixe por pressão de baixa fricção. Para acomodar diferentes próteses tamanho da gaiola interna pode ser encurtado ou prolongar por cerca de 15 cm (ou 6 polegadas). Além disso, a gaiola interior também tem duas placas ajustáveis ​​que são utilizadas para assegurar um encaixe seguro da prótese dentro da gaiola. Uma placa com um parafuso de ajuste é o usod para assegurar que as oscilações da gaiola interior tem menos de 5 ° de amplitude, de modo que as estimativas podem ser baseados em equações de movimento harmónico simples. A célula fotoeléctrica está ligado directamente a um contador no cartão de aquisição de dados no computador para gravar cada impulso TTL como a gaiola passa em frente da célula fotoeléctrica. Um instrumento virtual programa LabView (VI) é usado para coletar e processar os pulsos TTL. A gaiola interior do sistema de oscilação (Figura 1A) é utilizado como o sistema de placa de reacção (Figura 2) em combinação com uma escala com intervalo de até 10 kg, e a sensibilidade para o mais próximo de 1 grama e dois bordos de faca utilizados para suportar a gaiola interna durante as medições da placa de reacção. A técnica para quantificar as propriedades inerciais de uma prótese abaixo do joelho envolve três etapas principais: 1) Oscilação e Reação Protocolo Board, 2) equações matemáticas para estimar Prótese inércia e 3) Distribuição Prótese Inércia em Pé e Shank Seg mentos.

Figura 1. UM) Imagem da cremalheira oscilação usada para medir o período de oscilação. Observe que existe uma estrutura de apoio exterior que permanece estacionário como a gaiola de interior, em que a prótese é fixa, oscila e para trás na frente de uma fotocélula utilizado para o sincronismo. B) Opinião do Close-up do eixo de oscilação, que também mostra a parafuso de ajuste usado para definir amplitudes de oscilação para menos de 5 °. C) Opinião do Close-up da fotocélula e extremidade distal da gaiola interna para ilustrar as placas finais ajustáveis. Note-se que para reduzir o peso da caixa interior que utilizado de alumínio fina e removido o excesso de alumínio, sem sacrificar a resistência da estrutura.

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Figura 2. Reacção placa esquemática da estrutura de alumínio ajustável (isto é, a gaiola interior) removida da estrutura de suporte externo do sistema de oscilação, ilustrando a configuração da placa de reacção utilizado para estimar o centro do sistema de massa. Note-se que dois eixos (aka, cutelos ) são usadas para suportar a gaiola interior; um no (distai) extremidade esquerda da caixa e o outro (proximal) posicionado sobre a parte superior da escala. A distância entre estes dois eixos de apoio representa o comprimento da placa de reacção. O eixo de oscilação está saindo da página.

1. Inertial Measurement Protocol

1. Inicialmente, temos a sit amputado em uma cadeira onde a perna protética pode ser levantado confortavelmente fora do assento para que a pessoa pode executar uma série de flexão do joelho e ações de extensão como o centro do joelho de rotação (COR) é identificado.
2. Uma vez que o CR joelho é identificado (pode ser útil para colocar uma pequena tortace de fita no COR), tem o suporte amputado e medir o seguinte.
   1. Medir a distância da parte superior (lip) da prótese para a CR joelho; se o CR joelho fica inferior ao lábio da prótese este valor deve ser registrado como um valor negativo.
   2. Meça a distância entre o CR joelho eo tornozelo COR. O CR tornozelo é assumida para estar em um local similar ao do tornozelo intacto.
3. Com a prótese e manga subjacente removido, tomar várias medidas do membro residual usando uma fita métrica flexível. Usar estas medições para estimar as propriedades de inércia do membro residual com base na modelação do membro residual como o tronco de um cone circular direito ^6,21 e assumindo uma densidade de tecido uniforme de 1,1 g cm ^-3 ∙ ^13.
   1. Medir a circunferência proximal do membro residual. Esta circunferência deve ser medido como o maior perímetro próximo da articulação do joelho (, por exemplo, geralmente cerca de dois dedos de distância da articulação do joelho).
   2. Medir a circunferência distal do membro residual. Esta circunferência deve ser medida no último proeminência óssea na extremidade distal do membro residual.
   3. Medir o comprimento do membro residual, como a distância entre a cabeça fibular para mais distal do membro residual.
4. Retirar a gaiola interior do bastidor de oscilação através da remoção do eixo. Coloque forro do amputado e qualquer dobra o amputado está usando dentro do encaixe da prótese. Em seguida, posicionar firmemente a prótese com o sapato ainda no interior da gaiola de oscilação interna (Figura 1). Neste sistema, duas chapas ajustáveis ​​deslizar horizontalmente e quando apertados para fixar a posição da parte superior da prótese dentro da gaiola. Para o pé da prótese utilizar uma cinta de velcro para fixá-lo na placa distal da gaiola.
5. Mude a posição da gaiola interna dentro do rack oscilação. Secure o eixo e verifique se o braço de suspensão da gaiola interior se alinha com o parafuso de ajuste que irá definir o ângulo de oscilação para menos de 5 °.
6. Recolhe três ensaios de oscilação com a prótese posicionada no interior da gaiola. O período de oscilação vai representar o tempo que leva para completar uma oscilação completa com o balanço gaiola interna sob seu próprio peso e influenciado apenas pela gravidade. Para começar um julgamento oscilação puxar a gaiola interna de volta até que ela atinge o parafuso de ajuste e, em seguida, mova-o para a frente até que o espaço entre o parafuso de ajuste e gaiola interna é visível. Anote o tempo médio de um ciclo completo de oscilação para cada ensaio.
7. Antes de passar para as medições de tabuleiro reação, medir e registrar as seguintes dimensões da gaiola interna com a prótese ainda fixos no rack usando paquímetro digital ou uma fita métrica flexível. Estas medidas serão usadas se as alterações de configuração de gaiola interna sobre a remoção da prótese no Passo 1.9 eTambém durante as estimativas das propriedades de inércia do sistema. Estas medidas são mais fáceis de levar com a gaiola interna posicionado horizontalmente e descansando nas bordas de faca para o teste de placa de reação.
   1. Medir a distância entre a placa superior ajustável e o elemento transversal fixo no topo da gaiola interior.
   2. Medir a distância entre a placa de fundo e ajustável do componente transversal fixo no topo da gaiola interior.
   3. Medir a distância entre a placa de fundo e ajustável do componente transversal fixo na parte inferior da gaiola interior.
   4. Meça o comprimento da placa de reação; esta é a distância entre os locais das duas arestas de corte que irão ser utilizados como suportes durante o ensaio de placa de reacção.
8. Posicione o rack e prótese na configuração placa de reação. Certifique-se que a escala é zero neste momento. Colocar uma extremidade da gaiola interior sobre a escala, e posicionar o fio da lâmina na parte inferior do igaiola nner de modo que não há tensão criada entre as duas arestas de corte e a gaiola interior é nivelada. Levante a extremidade escala várias vezes e colocá-lo de volta para baixo da escala. Uma vez que uma leitura consistente da escala é alcançado, registar este valor.
9. Retirar a prótese da gaiola interior. Se as placas superior e / ou inferior teve de ser movido para remover a prótese, retornar as placas para a sua posição original, usando as dimensões medidas no passo 1.7. Uma vez que as dimensões da gaiola é o que eles estavam com a prótese na gaiola, repita o Passo 1.8 para gravar a placa reação leitura para apenas da gaiola.
10. Remover o sapato da prótese e medir a massa do sapato, seguido pela massa da prótese, sem o sapato.
11. Tomar várias medidas da prótese.
    1. Medir a distância entre o CR de tornozelo e a superfície plantar do pé.
    2. Medir o comprimento do pé protético, sem o sapato.
    3. Coloque o sapato de volta ao prosthesis e medir a distância entre o CR tornozelo a sola do sapato e do comprimento do pé, com o sapato.
12. Mude a posição da gaiola interna dentro do rack oscilação certificando-se de que o canto preto com fita reflexiva está mais próximo da fotocélula. Fixe o eixo e verifique se o braço de suspensão da gaiola interior se alinha com o parafuso de ajuste que irá definir o ângulo de oscilação para menos de 5 °. Colete 10 ensaios de oscilação, onde desta vez apenas o primeiro período de oscilação de cada julgamento serão registrados. Nota: Consulte o Apêndice A para obter uma explicação sobre por que nós usamos apenas o primeiro período de oscilação quando a gaiola interna é oscila, por si só, sem a prótese.

2. Equações matemáticas para estimar Prótese Inércia

1. Ajuste de massa corporal para dar conta da massa reduzida da prótese antes da estimativa de segmentos intactos propriedades inerciais com a seguinte equação:
   onde ABM é a massa do corpo ajustado, MBM é a massa corporal medido ao vestir a prótese, _prós M é a massa da prótese, M é a massa _residual do membro residual (estruturas anatómicas abaixo do joelho, que permanecem após a amputação), e c (0.057 para o sexo masculino; 0,061 para mulheres) é por cento da ABM contabilizados pela haste intacta e pé ^8.
2. Estimar as propriedades inerciais da coxa, pernil e pé da perna intacta ea coxa da perna protética baseada na ABM e seus comprimentos de segmento ⁸ respectivos.
3. O centro de prótese de localização de massa é expressa em relação ao primeiro eixo de referência (Figura 2):
   CM _{pros_ax} = (Lrxn * _(pros R _{+ frame} - R _frame)) / m _pros (2)
   onde Lrxn representa a distância entre os pontos de apoio, _{os profissionais} de P _{+ quadro} representa a leitura da escala para a prótese e alumínio quadro juntos, R _quadro representa a leitura da escala apenas para o quadro, e _pros m representa a massa da prótese.
4. Com base na distância entre os eixos de oscilação e de referência (Losc_ref) a localização do centro de massa da prótese é expressa em relação ao eixo de oscilação:
   CM _{pros_osc} = Losc_ref - CM _{pros_ax} (3)
   Isto é necessário em cálculos subsequentes do momento de inércia da prótese em relação a este eixo de oscilação.
5. Finalmente, a localização do centro de massa é expressa em relação à extremidade proximal do encaixe da prótese com base na distância entre os eixos de oscilação e a placa de extremidade superior ajustável (d_plate):
   CM CM = _{pros_prox pros_osc} - d_plate (4)
6. Calcule o momento de inércia para cada condição (gaiola sozinho e gaiola + prótese):
   977eq5.jpg "/> (5)
   onde _{o eixo} I é o momento de inércia em relação ao eixo de oscilação, τ é o período médio de uma oscilação, m é a massa do sistema, g é a aceleração devido à gravidade, e d é a distância entre o eixo de oscilação e o centro de massa do sistema. O momento de inércia da prótese em relação ao eixo de oscilação é calculado como a diferença entre o _eixo I para a gaiola sozinho e para o _eixo I da gaiola mais prótese. O teorema de eixo paralelo é então usado para expressar o momento de inércia da prótese sobre um eixo transversal através da articulação do joelho.
7. Combina-se as propriedades de inércia do membro residual e da prótese para determinar a massa combinada, posição do centro de massa relativamente ao joelho, e usando o teorema de eixo paralelo expressar o momento de inércia do sistema sobre um eixo transversal que passa pelo centro de massa combinada de localização .

3. DistribuiçãoPrótese Inércia em pé e Shank Segmentos

Para distribuir as propriedades inerciais da prótese e membro residual em um pé (só pé protético) eo segmento de haste (soquete protético, pilão, e membro residual) para a dinâmica do segmento de modelagem propriedades inerciais inversas foram determinados com base em dados de uma prótese desmantelado. A massa total da prótese foi desmantelado 2,126 kg, com uma massa socket (incluindo massa pilão) de 1,406 kg e uma massa pé de 0,72 kg. Assim, 66% da massa total prótese foi repartida ao soquete da prótese e 34% foi repartida ao pé. Uma análise de sensibilidade foi realizado para determinar o efeito que este tinha no momento estimado de inércia da prótese sobre a articulação do joelho. Esta análise foi baseada em medições experimentais das propriedades inerciais das seis abaixo próteses de joelho de Mattes et al. ²¹ (os dados foram obtidos através de comunicação pessoal com os autores). Quando os profissionaishaste e pé massas anestésica foram determinados com base de Leva ⁸ (pé = 24%; haste = 76% da massa total de prótese), o momento de inércia total da prótese sobre a articulação do joelho foi subestimado em cerca de 5% em relação ao real valor experimental estimado usando uma técnica de oscilação. Usando percentuais com base na prótese desmontado para pés (34%) e pernil (66%) massas, o momento total de inércia em torno da articulação do joelho foi superestimada em cerca de 2% em comparação com a medida experimental.

1. Distribua a massa entre prótese pé protético (34%) e segmentos com base em medições de uma prótese desmontada socket (66%).
2. COM localização do pé protético foi determinado com base em equações de regressão para um pé intacto ^8. Este passo foi baseado nos resultados de análises de sensibilidade de ²⁵ e Miller et al Czerniecki ^24. Miller ²⁵ estimada momentos conjuntos resultantes no knee usando: a) medições diretas da prótese propriedades inerciais, e b) usando prótese propriedades inerciais estimados a partir de regressões equações para uma haste intacta e pé. A diferença média entre os perfis momento joelho para os dois métodos diferentes e para dois sujeitos foi de aproximadamente 3 N · m. Esta diferença média em magnitude atingiu menos de 2% do momento de pico no joelho durante o apoio. Czerniecki et al. ²⁴ desmontado várias próteses abaixo do joelho e equilibrado o pé protético no fio da navalha para determinar sua localização COM. Quando compararam estes resultados com estimativas baseadas em equações de regressão para um pé intacto, eles descobriram que havia pouca diferença entre as duas estimativas.
3. MOI do pé protético torno de um eixo transversal, embora a sua COM é determinada utilizando de regressões de Leva ⁸ para um pé intacto e a massa estimada do pé a partir do Passo 1. MOI do pé também é expressa em relação à articulação do joelho using o teorema dos eixos paralelos.
   (6)
   (7)
4. COM localização do encaixe da prótese (CMpros_sock) foi determinado através da combinação de uma estimativa da posição COM para toda a prótese (CMpros_limb; não incluindo os membros propriedades inerciais residuais), obtida com uma técnica de placa de reacção, e da localização COM atribuída da prótese pé em relação à articulação do joelho (CMpros_ft) do Passo 3.2. O CMpros_sock foi constrangido a mentir sobre uma linha reta entre o joelho eo tornozelo e foi determinada como:
   (8)
5. MOI do pé protético torno de um eixo que a articulação do joelho foi subtraída da medida experimental para MOI de toda a prótese sobre a articulação do joelho (Iknee_limb) para determinar MOI de somente o encaixe da prótesesobre a articulação do joelho (Iknee_sock). O teorema de eixo paralelo foi em seguida aplicado para expressar MOI de encaixe da prótese torno de um eixo através da sua COM (Icm_sock).
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6. As propriedades inerciais do membro residual (estruturas anatômicas remanescentes abaixo do joelho após a amputação) foram combinados com as propriedades de inércia da haste da prótese, que foram utilizados como as propriedades inerciais do segmento de haste do lado da prótese no modelo de dinâmica inversa.
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   (14)

Resultados

Propriedades de inércia da distal perna protético para o joelho foram menores do que os da perna intacta (Quadro 1). Média entre os participantes, massa lado prótese foi de 39% menos, momento de inércia em torno de um eixo transversal que passa pelo joelho foi de menos 52%, e a localização do centro de massa foi de 24% para mais perto do joelho em comparação com os valores para a perna intacta.

Assunto	Intacta * Massa (kg)	Prós † Massa (kg)	Est. Diferença de massa (kg)	‡ Iknee intacta (kg · m 2)	Pros Iknee (kg · m 2)	CM intacto abaixo da articulação do joelho (m)	Prós cm abaixo da articulação do joelho (m)
A	6.03	4.27	1.76	0,604	0,325	0,268	0,215
B	6,07	3.39	2.68	0.400	0,196	0,215	0,177
C	5,80	3.12	2.68	0,575	0,194	0,264	0,198
D	5,72	3.17	2.55	0,559	0,317	0,265	0,191
E	7.14	4.65	2,49	0,742	0,325	0,276	0.200
F	6.23	4.22	2.01	0,585	0,287	0.260	0,192
A média ± STD	6,17 ± 0,51	3,80 ± 0,66	2,36 ± 0,38	0,578 ± 0,109	0,274 ± 0,063	0,258 eº 177; 0,022	0,196 ± 0,013

^* Intacta refere-se a valores para a haste e pé intacto combinado.
^† Prós refere-se a valores para a prótese combinada e membro residual.
^‡ momento de inércia em torno de um eixo transversal que passa pelo joelho.

Tabela 1. Comparação das propriedades inerciais entre as próteses e intactas do joelho para baixo.

Forças conjuntas resultantes (Figura 3) e momentos (Figura 4) no tornozelo, joelho e quadril foram afetadas pelos parâmetros inerciais utilizados no modelo de dinâmica inversa. Especificamente, cinética conjuntas foram reduzidos durante o início balanço (~ 65% do ciclo da marcha) e terminação balanço (~ 95% do ciclo da marcha), quando foram utilizadas medidas diretas de inércia prótese na dinâmica inversa avaliações em comparação com regressões com base na anatomia intacta ( Figuras 3 e 4). Durante postura, observou-se uma série de diferenças estatísticas. O maior tamanho de efeito para qualquer diferença durante postura foi observado para o hip anterioposterior força conjunta resultante (ES = 0,86). Embora este tamanho do efeito é grande e ainda é considerado como parte da postura, o valor de pico para essa medida ocorreu durante apoio terminal (~ 52%), ou como o membro foi a transição para swing. Os tamanhos de efeito para todos os outros significant diferenças observadas durante postura variaram de 0,01 a 0,41, o que seria considerado pequenos efeitos com o maior desses valores sendo observados nas forças de reação articulares do quadril resultantes. Embora foram encontradas diferenças significativas na postura, essas diferenças quando considerados em termos do tamanho da diferença (ou seja, tamanhos de efeito) pode levar alguém a questionar o significado dessas diferenças.

Figura 3. Forças de reação conjuntas resultantes do tornozelo, joelho e quadril no anterioposterior (painéis à esquerda) e direções vertical (painéis à direita). Dados foram calculados através de temas para apresentação. A fase de suporte começa a 0% do ciclo de marcha a pé contacto e termina a cerca de 60% do ciclo de marcha de levantamento da biqueira. Balanço continua até o próximo contato do pé de tele mesmo perna a 100% do ciclo da marcha. Clique aqui para ver uma versão maior desta figura.

Figura 4. Momentos conjuntas Resultante torno de um eixo transversal (aka, eixo médio-lateral), através do tornozelo, joelho e quadril. Dados foram calculados através de temas para apresentação. A fase de suporte começa a 0% do ciclo de marcha a pé contacto e termina a cerca de 60% do ciclo de marcha de levantamento da biqueira. Balanço continua até que o próximo contacto do pé da mesma perna a 100% do ciclo de marcha.

Tabela 2. Peak reação conjunta resultanteforças e momentos em média entre os indivíduos e as comparações estatísticas entre os dois modelos de inércia para a cinética conjuntas do lado da prótese Notas:. dados médios são apresentados como média (DP). % Coluna Gait Cycle representa a porcentagem média dos temas em que o valor de pico ocorreu para essa variável. P <0,05 considerado significativo.

Discussão

Uma oscilação e reação técnica placa foi apresentado para estimar as propriedades inerciais das próteses abaixo do joelho. Este sistema foi validado e mostrou-se confiável ao estimar propriedades inerciais das conhecidas sólidos geométricos (Anexo A). Membros Prótese propriedades inerciais para um grupo de amputados transtibiais unilaterais, foram estimados de duas maneiras: a) por medição direta, utilizando técnicas de oscilação e placa de reação, e b) utilizando equações de predição padrão criados por membros intactos. As estimativas resultantes de propriedade de inércia para a prótese foram substancialmente diferentes para duas abordagens. Esta diferença de propriedades inerciais resultou em significativamente diferentes estimativas da cinética articular durante a caminhada, com diferenças maiores serem observadas durante o balanço.

Apesar de diferenças significativas na cinética articular ocorreu durante a posição usando os dois estimativas dos parâmetros inerciais diferentes, essas diferenças foram sshopping quando se considera os efeitos tamanhos para estas diferenças e, em comparação com as diferenças observadas durante o balanço. Na maioria dos estudos do movimento humano, essas diferenças estatisticamente significativas durante postura não pode ter um impacto sobre os resultados do estudo. Forças de reação do solo tem uma grande influência sobre magnitudes globais momento de articulações das extremidades inferiores durante a fase de apoio da marcha. ^17-19 Mesmo que houvesse diferenças significativas nos parâmetros inerciais para ambos os modelos, essas diferenças não foram suficientes para superar a importância da terreno contribuição força de reação para a produção conjunta momento durante o apoio. Miller ²⁵ também sugeriu anteriormente que as propriedades inerciais do lado da prótese teve pouco efeito sobre a magnitude das extremidades cinética conjuntos mais baixos durante a fase de apoio da corrida. No entanto, Miller ²⁵ só levou em conta as diferenças de massa eo centro de massa localização do membro ao alterar o propropriedades inerciais do membro sthetic para o modelo de dinâmica inversa. Diferenças no momento de inércia não foram contabilizados no modelo, mas foi sugerido que, mesmo se o momento de inércia foi dobrado ou metade seria provavelmente têm pouco efeito sobre a magnitude do momento comum. O termo Iα na equação do movimento foi responsável por menos de 3% do momento global comum em qualquer ponto durante a fase de apoio da corrida. Em termos absolutos, a maior mudança de valor do momento para o nosso estudo foi observado no momento da articulação do quadril a ~ 11% do ciclo de marcha, onde o aumento de magnitude média foi de ~ 2 Nm. Este foi cerca de metade do aumento de magnitude que foi observado por Miller ²⁵ durante a fase de apoio da corrida. Nossos resultados, combinados com os de Miller sugerem que medidas diretas de prótese inércia, incluindo o momento de inércia, tem apenas um efeito pequeno ou insignificante sobre as magnitudes momento conjuntos do quadril e joelho durante a Stancfase e de caminhar ou correr.

No que diz respeito à fase de balanço da marcha, a escolha do modelo de inércia tem um impacto significativo sobre as magnitudes mais baixas extremidades cinética conjuntas. Durante swing, não há nenhuma grande força externa, como a força de reação do solo durante a postura. O movimento do membro é muito mais dependente da inércia no sistema e as interações entre os segmentos. Isto foi refletido pelas grandes mudanças em magnitudes cinéticos conjuntas observados quando os dois modelos de inércia diferentes foram usados ​​na análise dinâmica inversa. Usando as equações de regressão baseados em anatomia intacto para modelar a prótese durante o balanço, sugeriu que um maior esforço muscular foi exigido do que quando foram utilizadas propriedades inerciais reais medidos da prótese.

A técnica descrita neste artigo para medir diretamente as propriedades inerciais de uma prótese abaixo do joelho tem várias limitações. Nós descrevemos métodos umª fez inércia medições de propriedade das pernas apenas para análises plano sagital. Melhorias a este sistema incluem a criação de uma estrutura de gaiola interior que poderiam ser suspensas a partir de três eixos diferentes, de modo que todas as três principais momentos de inércia pode ser medido. Além disso, a técnica de placa de reacção pode ser usado para todos os três planos para medir a localização tridimensional do centro da massa da prótese. Outra melhoria que poderia fazer as estimativas do membro residual massa ligeiramente mais precisa seria a utilização de uma avaliação volumétrica, como descrito por Czerniecki e colegas ²⁴ onde o membro residual é suspensa em um cilindro de água para estimar o volume enquanto a densidade do tecido uniforme é aplicado para estimar a massa do membro. Além disso, em vez de usar uma percentagem assumido para distribuir a massa total prótese entre o encaixe da prótese e do pé, cada prótese pode ser desarticulado no tornozelo de modo que cada componente pode ser weighed independentemente. Outra limitação da nossa técnica é que ela requer algum tempo adicional durante uma sessão experimental. Em geral, usando nossa técnica para medir diretamente a inércia prótese provavelmente vai adicionar 30 minutos ao tempo total necessário para uma sessão de coleta de dados.

Por causa de nossa pequena amostra de próteses abaixo do joelho com desenhos semelhantes (ou seja, bloqueio e pinos suspensões e de resposta elástica dinâmica pés protéticos), desenvolvendo recomendações definitivas para estimar propriedades inerciais das abaixo do joelho próteses como simples percentagens de propriedades de inércia de membros intactos é problemática . No entanto, combinando os nossos resultados com as estimativas inerciais para próteses abaixo do joelho de outros estudos ^20,21,23 e comparando esses resultados à inércia estimativas para membros intactos, algumas tendências consistentes tornam-se aparentes. Em comparação com o membro intacto, a massa do lado da prótese é consistentemente 30-40% menos, a localização COM é 25-35% cperdedor para a articulação do joelho, eo MOI é de 50-60% menos sobre um eixo transversal através da articulação do joelho.

Em conclusão, utilizando equações de regressão para uma haste intacta e pé para modelar as propriedades inerciais de uma prótese abaixo do joelho vai impactar as magnitudes das estimativas cinéticos conjuntas durante o balanço, mas terá apenas um impacto pequeno ou mínimo sobre essas magnitudes durante postura. Assim, para os pesquisadores focando apenas na fase de apoio da locomoção usando propriedades inerciais do membro intacto para modelar o lado prótese provavelmente não vai alterar as conclusões do estudo. No entanto, para aqueles interessados ​​em cinética fase de balanço, devem ser consideradas medidas diretas da prótese propriedades inerciais para evitar deturpar a verdadeira dinâmica de balanço da perna protética.

Apêndice A

Confiabilidade e Validade do Momento de Inércia e centro de massa Estimativas

Para avaliar a confiabilidade e validity de nossas medições experimentais de prótese momento de inércia e centro de massa local, dois experimentos foram realizados simples. No primeiro experimento, os momentos de inércia e centro de locais de massa de quatro objetos foram experimentalmente estimada em três ensaios distintos. Os quatro objetos foram: 1) 9 x 9 x 61 cm bloco de madeira tratada (massa = 2,8 kg) e 2) 9 x 9 x 64 cm bloco de madeira não tratada (massa = 2,5 kg), 3) 7 x 9 x 65 cm bloco de madeira não tratada (massa = 1,8 kg) e 4) 61 cm de comprimento pedaço de tubo de PVC com e dentro de diâmetro de 8 cm e um diâmetro externo de 9 cm (massa = 0,8 kg). Uma técnica de oscilação ¹² foi usado para estimar o momento de cada objeto de inércia em torno de um eixo transversal através do seu centro de massa. Quando um objeto oscila em torno de um eixo fixo, o período de oscilação (τ) do objeto é proporcional ao momento em que o objeto de inércia em torno desse eixo fixo. Se a amplitude de oscilação é inferior a 5 ° em relação a uma posição neutra,o momento de inércia do objecto pode ser estimada com base no movimento do pêndulo simples:

(A.1)

onde _{o eixo} I é o momento de inércia em relação ao eixo de oscilação, m é a massa do sistema, g é a aceleração devido à gravidade, e d é a distância entre o eixo de oscilação e o centro de massa do sistema.

Uma técnica de bordo reação foi utilizado para estimar o centro de cada objeto do local em massa. O equilíbrio estático foi assumida _(Momentos Σ = 0) e os momentos produzidos por o peso do objecto, o peso da estrutura, e força de reacção foram somados sobre um eixo de referência fixado. O momento de inércia e centro de massa localização de cada objeto também foram estimados com base em equações geométricas simples. Nossas medidas experimentais foram comparados com estes estimatio geométricans para avaliar validade. Confiabilidade de nossas estimativas para o centro de localização de massa e momento de inércia foi avaliada usando duas (uma para a estimativa COM e uma para estimativa MOI), modelo linear geral fator ANOVAs, com 3 medidas repetidas que refletem os três ensaios. Os coeficientes de correlação intraclasse (CCI), também foram computados para determinar a repetibilidade de nossas estimativas.

Em um segundo experimento, avaliou-se a confiabilidade de nosso período de oscilação (τ) de medição. τ foi medida por 10 ensaios consecutivos apenas com a moldura de alumínio suspenso a partir do eixo de oscilação e 10 ensaios consecutivos com um bloco de madeira (massa = 2,8 kg, dimensões = 9 x 9 x 61 cm) encaixada na armação de alumínio e ambos suspensos a partir do eixo de oscilação. Durante cada ensaio, τ foi medida por 10 oscilações consecutivos com uma célula fotoeléctrica, cuja tensão de saída varia em função da intensidade de luz reflectida. Confiabilidade da nossa medida para τ foi umssessed usando quatro, fator único modelo linear geral ANOVAs, com 10 medidas repetidas. Dois (um para armação apenas ensaios e um para ensaios de frame + bloco) ANOVAs foram utilizados para determinar se τ diferiu entre oscilações consecutivos (ou seja, a matriz de dados foi configurado de modo a que o factor era períodos consecutivos de oscilação dentro de um dado ensaio). Em seguida, as matrizes de dados foram rodados em 90 °, de modo que o factor era ensaios consecutivos e mais duas ANOVAs foram utilizados para determinar se τ diferiu entre os ensaios consecutivos. Os coeficientes de correlação intraclasse (CCI), também foram computados para determinar a repetibilidade de nossas medições.

Os resultados do Experimento 1 - As Quatro objetos

Momento de cada objeto de inércia em torno de um eixo transversal através de seu centro de massa (I_obj_cm) foi consistentemente superestimado (por ~ 5% para blocos de madeira e por ~ 12% para tubos de PVC), em comparação com as estimativas com base em cada objectR17; s em massa e geometria (Iz) (Tabela 3). Nossas estimativas, no entanto, eram extremamente confiável. Não houve diferença na média do momento de inércia (F _2,6 = 0,154, p = 0,861) para os quatro objectos através dos três ensaios. Além disso, o ICC revelou que entre os ensaios nosso momento de inércia estimativa era altamente repetitivo (ICC = 1,00). Assim, embora a nossa estimativa tende a superestimar momento em que o objeto de inércia em relação à estimativa geométrica nossas estimativas eram confiáveis.

Nosso centro de estimação localização massa usando uma técnica de bordo reação foi consistente com as estimativas baseadas em assumir densidade uniforme e um modelo geométrico. As diferenças foram inferiores a 1%. Não houve diferença no centro médio de localização de massa (F _2,6 = 1,126, p = 0,384) para os quatro objectos através dos três ensaios. Além disso, o ICC revelou que entre os ensaios o nosso centro de estimativa de massa foi muito repetitivo (ICC> 0,99). Assim,nosso centro de estimativas de massa eram válidos e confiáveis.

.. Tabela 3 Nossos estimativas experimentais de momentos de inércia e centro de massa de locais para os quatro objetos em comparação com as estimativas com base na massa e geometria de cada objeto Clique aqui para obter uma visão ampliada da mesa. definições variáveis: mframe = massa O quadro de alumínio; mobject = massa do objeto; t_frame = período de oscilação de apenas o quadro; período de oscilação foi determinada como a média de 10 oscilações consecutivos e em três ensaios consecutivos. t_object = período de oscilação do quadro e objeto juntos; determinado o mesmo que t_frame; I_Frame_osc = I do quadro em relação ao eixo de oscilação;I_Frame_obj_osc = I do quadro mais objecto em relação ao eixo de oscilação; I_obj_osc = I do objecto em relação ao eixo de oscilação; I_obj_cm = I do objeto sobre um eixo através do centro do objeto de massa; Iz = previsão teórica de que cerca de CM do objeto usando as seguintes equações de predição geométricas:
PVC: ; em que R é o raio exterior, r é raio interno, e h foi comprimento
Madeira: ; onde a é o comprimento e b é a largura da localização CM geométricos foi previsto como 50% do comprimento do objecto.

Os resultados do Experimento 2 - período de oscilação (τ) Assessment

Quando o quadro de alumínio só foi suspenso a partir do eixo de oscilação e girou, τ de forma consistente e sistemática diminuição (F _9,81 = 123,25, p <0,001) em relação ao primeiro 10 oscilaçãolações por cerca de 6 ms em todos os ensaios 10 de oscilação (Figura 5; painel esquerdo). Através de ensaios, o período médio de oscilação também foi encontrado para diferem significativamente (F _9,81 = 13,97, p <0,001), quando apenas o quadro foi oscilou. No entanto, os CCI revelou que dentro de um dado ensaio da diminuição sistemática em τ durante os primeiros 10 oscilações foi repetida (ICC = 0,99). Quando o quadro e bloco de madeira (m = 2,797 g) foram balançou juntos, τ não se alterou ao longo dos primeiros 10 oscilações (F _9,81 = 3,031, p = 0,116) e os médios em todo τ 10 ensaios consecutivos não diferiram significativamente ( F _9,81 = 3,533, p = 0,093) (Figura 5; painel direito). CCIs para os ensaios de quadros mais objetos sugerem que dentro de um determinado τ julgamento não é repetível de oscilação para oscilação (ICC = 0,17). Estes dados sugerem que, para a moldura apenas ensaios τ é melhor avaliado como uma média da primeira oscilação através de uma série de tri als e que, quando um objecto com características semelhantes às de uma prótese abaixo do joelho é oscilada, τ é melhor avaliado como a média nas oscilações consecutivos e através de uma série de ensaios.

Figura 5. Período de oscilação medida para (A) moldura de alumínio só e (B) quadro e bloco de madeira (massa do bloco = 2,8 kg, dimensões de blocos = 9 x 9 x 61 cm). Cada painel mostra 10 ensaios separados com o primeiro 10 oscilações de cada ensaio apresentado. Com apenas a estrutura suspensa a partir do eixo de oscilação (painel da esquerda), τ diminuiu sistematicamente ao longo dos primeiros 10 oscilações. No entanto, quando um bloco de madeira foi adicionado ao quadro, τ não variaram sistematicamente através dos primeiros 10 oscilações (painel da direita).

Sensibilidade do Momento de Inércia para período de oscilação

t "> Como os resultados do experimento 1 sugerem nossas estimativas de momento de um objeto de inércia são consistentemente superestimado e os resultados de experimento 2 sugerem que τ do quadro diminui ao longo dos primeiros 10 oscilações, foi realizada uma análise de sensibilidade para determinar o melhor método para a quantificação . τ para quadros únicos ensaios e frame mais ensaios objeto (tabela 4) τ é diretamente proporcional ao momento de inércia de um objeto:

(A.2)

onde _{o eixo} I é o momento de inércia em relação ao eixo de oscilação, m é a massa do sistema, g é a aceleração devido à gravidade, e d é a distância entre o eixo de oscilação e o centro de massa do sistema. Portanto, se τ diminui, então que se eu _eixo porque m, g, e d são constantes dentro de um determinado julgamento. Desde que estimaracoplar o momento de inércia de um objecto como:

Eu _obj = I _{+ obj frame} - Se _rame (A.3)

subestimando o momento de inércia do quadro _(quadro I) produzirá um momento maior de estimativa de inércia para o objeto (eu _obj), o que é consistente com as nossas estimativas no experimento 1. Figura 6 mostra τ do experimento 1 para tanto apenas o quadro provações e quadro mais ensaios objeto para o objeto mais leve e mais pesado objeto. Esta figura ilustra que, para objetos mais pesados ​​(por exemplo, abaixo de prótese de joelho) não há uma diminuição evidente em τ ao longo dos primeiros 10 oscilações, mas para objetos mais leves, há uma ligeira diminuição sistemática em τ.

Tabela 4. Comparação dequatro métodos diferentes para período de oscilação. determinar O objeto utilizado nesta análise foi a cm bloco de madeira tratada 9 x 9 x 61. Condição C produziu a melhor estimativa do momento em que o objeto de inércia quando comparado com uma estimativa teórica alternativa baseada na massa do objeto e geometria. Clique aqui para obter uma visão ampliada da mesa. Notas: definições das variáveis ​​são as mesmas que Tabela 3 Condition. A: t_frame e t_object foram calculados como o tempo médio de oscilação de 10 oscilações por 3 ensaios consecutivos Condição B:. t_frame e t_object foram calculados como a média do primeiro período de oscilação ao longo de 3 ensaios separados Condição C:. t_frame foi determinada como na Condição B; t_object foi determinada como no Estado A. Estado D: t_frame foi determinada como noCondição A; t_object foi determinada como em B. Condições

Figura 6. Períodos de oscilação para os objetos mais pesados ​​e mais leves. Os painéis esquerdos exibir os primeiros 10 períodos de oscilação de três tentativas para apenas o quadro, e os painéis da direita exibir o mesmo para o quadro mais ensaios objeto. Tal como na experiência 2, há uma redução sistemática em τ ao longo dos primeiros 10 oscilações quando apenas a moldura é oscilado. Quando o objeto pesado foi oscilaram (m = 2,797 kg), não houve diminuição sistemática em τ. No entanto, uma ligeira diminuição na τ foi observada quando o objecto de luz (m = 0,716 kg) foi oscilada. Típico massa prótese abaixo do joelho tem sido relatada a variar de 1,2 to 2,1 kg ^20,21. Assim, mesmo para os mais leves próteses de peso, τ não deveapresentam um decréscimo substancial ao longo dos primeiros 10 oscilações.

Conclusão

Quando a moldura de alumínio sozinho é oscilado, o período de oscilação será determinado como a média da primeira oscilação de 10 ensaios de oscilação. Quando o quadro de alumínio e prótese são oscilou, o período de oscilação será determinado como a média de 30 oscilações (3 estudos, 10 oscilações consecutivas dentro de cada julgamento).

Materiais

Lista de materiais utilizados neste artigo

Nome	Empresa	Número de catálogo	Comentários
Cremalheira & da oscilação Placa de reação	Gaiola externa personalizada feita		de alumínio 80/20, gaiola interna de várias espessuras de sólido de alumínio.
NI
LabView	National Instruments		Software para gravação de pulsos TTL a partir de fotocélula infravermelha.
BNC-1050	Breakout da National Instruments		com conexões diretas de pinos para a placa de aquisição de dados.
MATLAB	Mathworks Inc.		Software para processamento de dados de oscilação e placa de reação para prever propriedades inerciais de próteses.