Методическая статья

Определение и управление внешней мощностью во время регулярного движения инвалидных колясок Handrim

DOI:

10.3791/60492

⸱

5 февраля 2020 г.

 ,  ,  ,  ,  , 
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

В этой статье

Краткое содержание

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

Точная и стандартизированная оценка внешней мощности имеет решающее значение при оценке физиологического, биомеханического и воспринимаемого стресса, напряжения и емкости в ручном двигателе инвалидной коляске. В настоящей статье представлены различные методы для определения и контроля мощности во время исследований движения инвалидной коляски в лаборатории и за ее пределами.

Аннотация

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

Использование ручной инвалидной коляски имеет решающее значение для 1% населения мира. Человеческие исследования колесной мобильности значительно созрели, что привело к улучшению методов исследований становятся доступными в течение последних десятилетий. Для углубления понимания производительности колесной мобильности, мониторинга, обучения, приобретения навыков и оптимизации интерфейса инвалидов-инвалидов в области реабилитации, повседневной жизни и спорта, дальнейшей стандартизации измерений и анализы не требуется. Важнейшим шагом является точное измерение и стандартизация внешней мощности (измеренная в Уоттс), которая имеет решающее значение для интерпретации и сравнения экспериментов, направленных на улучшение реабилитационной практики, деятельности повседневной жизни, и адаптивные виды спорта. Различные методологии и преимущества точного определения мощности во время надземных, беговых и эргометровых испытаний представлены и подробно обсуждены. Надземная двигательная установка обеспечивает наиболее внешне действительный режим для тестирования, но стандартизация может быть хлопотной. Беговая дорожка механически похожа на надземную двигательную установку, но поворот и ускорение невозможны. Эргометр является наиболее ограниченным и стандартизации относительно легко. Цель состоит в том, чтобы стимулировать передовую практику и стандартизацию, чтобы облегчить дальнейшее развитие теории и ее применение среди научно-исследовательских учреждений и прикладных клинических и спортивных наук во всем мире.

Введение

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

С оценкам 1% населения мира зависит от колесной мобильности сегодня1,2, последовательный поток международной исследовательской работы все чаще появляется в международных рецензируемых журналов в различных областях, таких как реабилитация1,3, инженерные4, и спортивные науки5,6. Это приводит к растущей базе знаний и понимания сложностей этого общего способа человеческой амбулации. Тем не менее, для постоянного развития и внедрения в реабилитационных и адаптивных спортивных практиках существует необходимость в дальнейшем международном обмене и сотрудничестве в области научных исследований. Неотъемлемой частью таких совместных сетей является совершенствование стандартизации экспериментальных и измерительных процедур и технологий. Кроме того, последовательная реализация точного мониторинга производительности комбинации инвалидов-колясочников в лаборатории и/или в полевых условиях важна для оптимального индивидуального функционирования и участия, в то время как здоровый и активный образ жизни поддерживается на протяжениивсейжизни человека 7,8,9.

Экспериментально, ручной инвалидной коляске двигатель во время устойчивого состояния или пиковых условий упражнений10,11 часто подошел как циклическое движение верхней части тела для целей изучения инвалидной коляске пользователя интерфейс12,13, опорно-двигательной загрузки14,15,16, и моторного обучения и приобретения навыков17,18. Комбинированные биомеханические и физиологические понятия циклических движений позволяют использовать "Power balance", модельный подход, который был первоначально введен Ван Ingen Schenau19 для конькобежного спорта и езды на велосипеде, а затем введен ы в ручной колесной мобильности8,20,21. На рисунке 1 показана диаграмма баланса сил для ручного движения на инвалидных колясках. Он сходится от выбора критических факторов производительности, определяющих для комбинации инвалидных колясок-пользователя и трех ее центральных компонентов (инвалидная коляска, пользователь и их интерфейс), с левой стороны в макет (био) механических и физиологических знаменателей власти и уравнений.

Мощность является важным параметром результата в контексте спорта и повседневной жизни, где максимальная мощность может представлять как повышенную производительность в адаптированных видов спорта или простота функционирования во время деятельности в повседневной жизни22. Кроме того, в сочетании с потреблением энергии он может быть использован для оценки производительности с точки зрения валовой механической эффективности17,18,23 (т.е., где более квалифицированный человек потребует меньше внутренней энергии для производства такого же количества внешней мощности). С экспериментальной точки зрения, выходная мощность является параметром, который должен быть жестко контролируется во время теста, потому что изменения в мощности имеют прямое влияние на все результаты производительности, такие как время толчка, время восстановления24, и механическая эффективность25. Следовательно, контроль и отчетность мощность имеет важное значение для всех исследований, связанных с ручной тяготеки.

Наземные испытания является золотым стандартом с точки зрения действительности (т.е. инерция, трение воздуха, оптический поток, и динамическое движение)26, но стандартизация внешней мощности, скорость, и связанные с окружающей средой условия гораздо сложнее, и повторяемость с течением времени страдает. Наземные исследования, связанные с инвалидными колясками, начались в 1960-хгодах 27,28 и были сосредоточены на физическом напряжении колесной мобильности. Хотя решающее значение имеет интерпретация данных и понимание8,20, понятия о внешней мощности были ограничены наблюдением внутренних метаболических затрат при выполнении различных видов деятельности на разных поверхностях. В настоящее время, измерения колеса могут быть использованы для измерения мощности29,30 и береговой вниз испытания31,32 могут быть выполнены для вывода фрикционных потерь во время движения и тем самым выходной мощности.

Различные лабораторные технологии были разработаны для инвалидных колясок конкретных испытаний упражнений33, начиная от множества эргометров по-разному размера и брендов беговых дорожек. Беговые дорожки считаются ближе всего к наземного тестирования с точки зрения действительности34 и были использованы с 1960-х годов для тестирования на инвалидных колясках35,36. Перед тестированием наклон и скорость беговой дорожки должны регулярно проверяться. Даже беговые дорожки от одного и того же бренда и сделать может значительно отличаться и изменения в их поведении с течением времени37. Для определения внешней мощности, перетаскивание тест20,36 используется для отдельных инвалидных колясочников комбинации в общей сложности прокатки и внутренней силы сопротивления38. Датчик силы для перетаскивания также должен периодически откалибрована. Для экспериментальной индивидуализации протокола с точки зрения общей внешней нагрузки колесных с течением времени и между субъектами, шкив системы(рисунок 2) был разработан в качестве альтернативы для предыдущих склона зависимых градиентов загрузки36.

Еще одной альтернативой для стандартизированных инвалидных упражнений тестирования было использование стационарных эргометров33, от простых готовых решений эргометр39 к узкоспециализированным компьютерных и приборных эргометров40. Очень немногие из них доступны на коммерческой уровне. Огромное разнообразие эргометрических технологий и механических характеристик вводит большие неизвестные степени изменчивости среди результатов испытаний33. Эргометры и инвалидные коляски должны быть соединены или по своей сути слиты по дизайну. Трений воздуха нет, и воспринимаемая инерция ограничивается смоделированной инерцией на колесах, а движение ощущается в багажнике, голове и руках во время движения, в то время как инвалид-колясочник по существу неподвижн. Эргометр позволяет спринт или анаэробные испытания, а также изометрические испытания, если колеса могут быть надлежащим образом заблокированы.

Представлена базовая методология исследований подвижности ручных колесных транспортных средств в лабораторных исследованиях. Кроме того, представлен краткий обзор методологии исследований инвалидных колясок на местах и ее потенциальных результатов. Основное внимание уделяется контролю и измерению внешней мощности (W) как в полевых, так и в лабораторных экспериментах. Кроме того, добавляется определение внутренней мощности через спирометрию, так как это часто используется для определения валовой механической эффективности. Помимо внедрения передовой практики, цель заключается в проведении обсуждений по вопросам экспериментальной стандартизации и международного обмена информацией. Нынешнее исследование будет в первую очередь решать рукоятки инвалидной коляске и измерения его, потому что это наиболее видная форма ручной колесной мобильности в научной литературе. Тем не менее, понятия, обсуждаемые ниже, в равной степени действительны для других механизмов движения инвалидных колясок (например, рычаги, кривошипы41).

Текущий протокол описывает стандартизацию и измерение выработки энергии во время надземных, беговых и инвалидных колясок на основе тестирования на основе устойчивого состояния движения на 1,11 м/с. Например, во время наземного тестирования с помощью берегового испытания будет определено трение подвижного состава. Используя эту оценку трения, выходы мощности будут установлены в беговой дорожке и эргометриспытаний с использованием имеющихся протоколов из научной литературы. Для испытаний беговой дорожки, трение будет определено с помощью теста сопротивления, и выходная мощность будет скорректирована с помощью шкивной системы. Для эргометровых тестов управляемый компьютером эргометр используется для сопоставления внешней мощности с наземным тестом.

Протокол

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

Это исследование было одобрено местным комитетом по этике (Этический комитет по наукам о движении человека) в Университетском медицинском центре Гронингена. Все участники подписали письменное информированное согласие.

1. Дизайн и настройка исследования

  1. Проинструктируйте участника и получите информированное согласие в соответствии с Этическим комитетом учреждения.
  2. Определить готовность участников к физической активности, выполнив базовую оценку с помощью анкеты готовности к физической активности42,43.
  3. Провести стационарное обследование с врачом.
  4. Принять решение о фиксированной мощности для всех участников (например, 10-20 Вт при 1,11 м/с), относительной мощности (например, 0,25 Вт/кг массы тела на 1,11 м/с) или "реалистичной" индивидуальной мощности на основе поверхности интереса (на основе берегового теста).
  5. Позвольте участнику ознакомиться с условиями наземной, беговой дорожки и эргометра перед тестированием.
  6. Проверьте давление в шинах и общую механику инвалидной коляски перед каждым измерением и надуть шины до 600 кПа, если это необходимо.
    ПРИМЕЧАНИЕ: Для получения действительных устойчивых состояний результатов для сердечно-легочной работы верхней части тела и валовой механической эффективности (ME), следует придерживаться минимальной продолжительности 3 мин на подмаксимальный (до 70% пик выполнения возможности) осуществлять блок для достижения устойчивого состояния упражнения с респираторным обменным коэффициентом ниже 144,45. Особенно в ручной двигательной установке, скорость инвалидной коляски должна оставаться в удобном или осуществимом диапазоне (0,56-2,0 м/с), чтобы исключить проблемы управления двигателем46,47,48, что означает, что приращения мощности предпочтительно контролируются приращениями в сопротивлении.

2. Внешняя выработка мощности во время наземного тестирования

  1. Выполните испытание береговой вниз на поверхности интереса. Расположите участника в активной позиции и максимально стандартизированной: ноги на подножке, руки на коленях и взгляд прямо вперед (положение должно отражать положение во время движения).
    ПРИМЕЧАНИЕ: Каждое движение меняет центр массы, что изменяет сопротивление подвижного состава.
  2. Ускорьте инвалидную коляску на высокой скорости.
    ПРИМЕЧАНИЕ: Это также может быть сделано участником.
  3. Пусть инвалидная коляска замедляется до полного застоя без помех.
  4. Запись данных о времени и скорости во время замедления (например, с помощью колес измерения или инерционных единиц измерения). Смотрите разделы 2.4.1 и 2.4.2.
    1. Запись данных с помощью измерительных колес.
      1. Замените колеса инвалидной коляски измерительным колесом и инерционным манекеном(Таблица материалов),желательно, пока участник не находится в инвалидной коляске.
        ПРИМЕЧАНИЕ: Этот пример для колеса OptiPush. Другие колеса могут иметь различные требования калибровки.
      2. Включите колесо измерения с помощью выключателя включения/выключения.
      3. Включите ноутбук с USB Bluetooth приемник омнитом и связанным с ним программным обеспечением.
      4. Откройте программное обеспечение на компьютере.
      5. Подключите колесо к программному обеспечению, выбрав правильный порт связи (COM). Если правильный порт COM не отображается в списке, нажмите обновление списка и повторите попытку. Нажмите Далее.
      6. Заполните требуемые поля на экране настройки клиента. Нажмите Далее.
        ПРИМЕЧАНИЕ: Обратите особое внимание на параметры размера колеса и стороны колеса.
      7. Соберите офсетные данные, нажав На старт в установке колеса и медленно вращая колесо, не касаясь рук, пока красный круг не превратится в зеленый цвет. Кроме того, нажмите Skip, чтобы пропустить этот шаг, если процедура уже была выполнена с момента последней установки колеса. Нажмите Далее.
      8. Сбор записи пресс-релиза на экране сбора данных. Возобновить регулярный берег вниз протокол с этого момента.
        ПРИМЕЧАНИЕ: Сценарии для анализа данных измерительных колес доступны в дополнительном материале 1.
    2. Запись данных с помощью инерционных измерительных единиц (IMUs).
      1. Прикрепите IMUs(Таблица материалов)к инвалидной коляске: по одному на каждом колесном узле и один в центре под сиденьем. Запишите, какой ИДУ прилагается, где и в какой ориентации для последующей ссылки.
      2. Включите IMUs и подключите IMUs к компьютеру с помощью СИНхронного сетевого менеджера NGIMU.
      3. Для сбора данных перейдите на Инструменты,затем выберите Data Loggerи нажмите Start. Возобновить регулярный берег вниз протокол с этого момента.
        ПРИМЕЧАНИЕ: Сценарии для анализа данных ИДУ доступны в дополнительном материале 2.
  5. Повторите процедуру береговой вниз (2.1-2.4) и соберите данные взад и вперед, чтобы уменьшить влияние неровных поверхностей.
  6. Откройте программное обеспечение coast_down_test на компьютере. Нажмите на данные импорта файла данных берегового спуска (колесо измерения или ИДУ). Выберите береговые секции в данных, используя ползунок на графике справа и нажав Grab выбор.
  7. Установите вес участника и инвалидной коляски в разделе Настройки. Пресс Рассчитать результаты. Запишите средний коэффициент трения (N) и коэффициент трения. Нажмите Экспорт, чтобы сохранить все (мета)данные для последующей ссылки.
    ПРИМЕЧАНИЕ: Когда постоянное трение не может быть принято из-за перетаскивания воздуха (т.е. в большинстве спортивных сред) анализ становится немного более сложным. Протокол идентичен, но начальная скорость, вероятно, должна быть выше. В этом случае необходимо решить нелинейное дифференциальное уравнение, и это уравнение должно соответствовать кривому слесарю (например, Левенберг-Марквардт)49.

    figure-protocol-1

    В этом уравнении находится мгновенная скорость и начальная скорость в начале замедления. отражает скорость зависимого трения и отражает скорость независимого трения (). Сценарии для анализа береговых испытаний доступны в дополнительном материале 3, а графический пользовательский интерфейс (GUI) для анализа береговых тестов, используемых в шаге 2.7, доступен в Дополнительном материале 4.

3. Внешняя выработка мощности во время тестирования беговой дорожки

  1. Характеристика беговой дорожки
    1. Измерьте скорость ремня загруженной беговой дорожки с помощью калибровавшегося тахомера, чтобы определить, какие настройки беговой дорожки должны быть использованы (например, для 1,11 м/с беговая дорожка должна быть установлена до 4,1 км/ч на дисплее вместо 4,0 км/ч).
      ПРИМЕЧАНИЕ: Кроме того, определить скорость пояса путем измерения длины пояса и подсчета десяти вращений при записи времени с секундомером / видеокамерой.
    2. Измерьте углы беговой дорожки с помощью датчика угла. Проверьте на соответствие, повторяя измерения и проверить на гистерез, повторяя измерения в порядке убывания.
      ПРИМЕЧАНИЕ: Проверьте скорость беговой дорожки с тахометером и углами с датчиком угла во время каждого измерения, если их надежность низкая.
  2. Перетащите тест: калибровка
    1. Включите блок питания датчика перетаскивания силы по крайней мере за 30 минут до калибровки.
    2. Приостановить силой преобразователя вертикально и выровнять с самовыравнивающейся лазерной или угловой датчик.
    3. Навеждые компьютер для тестирования перетаскивания и подключите датчик силы к компьютеру. Откройте программное обеспечение ADA3 на компьютере для тестирования перетаскивания и нажмите датчик силы калибровки.
    4. Прикрепите к датчику известные (откалиброванные) веса (1-10 кг с шагом 1 кг) и зарегистрируйте цифровые значения.
    5. Fit линейной регрессии уравнения, чтобы определить связь между прикладной нагрузкой и измеренное напряжение, продолжая в программном обеспечении ADA3.
    6. Повторите (3.2.1-3.2.5), если погон среднего квадрата (RMSE) превышает 0.13 N37.
  3. Выполнение теста на перетаскивание
    1. Включите блок питания по крайней мере 30 минут перед измерением.
    2. Навеждые компьютер для тестирования перетаскивания и подключите датчик силы к компьютеру. Откройте программное обеспечение ADA3 на компьютере для тестирования перетаскивания и измерениях таблицы press Power.
    3. Поместите комбинацию инвалидов-колясочников на беговой дорожке. Расположите участника в активной позиции и максимально стандартизированной: ноги на подножке, руки на коленях и взгляд прямо вперед (положение должно отражать положение во время движения). Поручить участнику сохранять ту же позицию на протяжении всего теста.
    4. Измерьте смещение ячейки нагрузки, записав силу без веревки, прикрепленной с помощью программного обеспечения ADA3. Пресс OK.
    5. Соедините инвалидную коляску с силой преобразователя с легкой веревкой. Убедитесь, что ячейка нагрузки и веревка горизонтально выровнены с оси заднего колеса инвалидной коляски.
    6. Ускорьте ремень до нужной скорости, в этом случае 1,11 м/с (4,1 км/ч на дисплее).
    7. Увеличьте наклон беговой дорожки, подождите, пока положение беговой дорожки и инвалидной коляски-пользователя комбинация стабильна, и запишите силу и угол. Повторите для 10 все более крутых углов (1,5-6% с шагом 0,5%).
    8. Fit линейной регрессии с помощью угла и силы с помощью программного обеспечения ADA3, нажав Далее. Рассчитайте силу под нулевым углом беговой дорожки.
      ПРИМЕЧАНИЕ: Перехват уравнения регрессии не может быть использован, если угол беговой дорожки имеет смещение.
    9. Повторите тест на перетаскивание (3.3.3-3.3.8), если RMSE линейной регрессионной линии превышает 0,5 N37.
  4. Установка мощности на беговой дорожке
    1. Рассчитайте желаемую мощность и определите скорость тестирования.
      ПРИМЕЧАНИЕ: Для текущего протокола это равно результатам, полученным в шаге 2.7.
    2. Рассчитайте необходимый вес шкива, вычитая трение теста сопротивления (от шага 3.3.8) от мишени трения (от шага 2.7).
    3. Расположите шкив спереди или позади беговой дорожки и убедитесь, что он по центру. Прикрепите шкив к инвалидной коляске и убедитесь, что веревка уровня. Проинструктируйте участника, что вес в шкиве может двигаться инвалидной коляске.
    4. Прикрепите вес (обычно от 0-1 кг) к системе шкива, используя корзину известной низкой массы и карабинер. Медленно увеличивайте вес, если это необходимо, пока не будет достигнута желаемая мощность.
      ПРИМЕЧАНИЕ: В качестве альтернативы изменить мощность, изменив угол беговой дорожки на основе таблицы питания от перетаскивания теста.

4. Внешняя выработка мощности во время эргометрового тестирования

  1. Включите эргометр по крайней мере за 30 минут до измерения. Запустите связанное с компьютером программное обеспечение.
  2. Нажмите на виджет Участника, затем нажмите Добавить .... Дайте участнику удостоверение личности и введите вес тела участника. Пресс OK.
  3. Нажмите значок инвалидной коляски в меню устройства. Заполните спецификации инвалидной коляски в форме. Пресс OK.
    ПРИМЕЧАНИЕ: Переменная масса тела важна, потому что это будет влиять на моделирование, предоставляемое эргометром.
  4. Нажмите на виджет протокола. Создайте пользовательский протокол, выбрав Добавить.... Выберите пользовательский протокол и нажмите далее. Дайте протоколу соответствующее имя и нажмите Создать.
  5. Выберите этапы и нажмите Добавить этап и сопротивление. Установите сопротивление коэффициенту трения, полученному с помощью берегового теста в разделе 2. Установите целевую скорость на 4 км/ч и нажмите OK (рисунок 3).
  6. Настройка экрана участника. Удалите все виджеты с экрана. Нажмите Добавить виджет и выберите виджет направление инвалидной коляски и перетащите его в экран(Рисунок 4).
  7. Выровняйте инвалидную коляску на роликах с помощью системы выравнивания. Прикрепите инвалидную коляску с помощью четырехпоясной системы. Убедитесь, что колеса не касаются эргометра и должным образом выровнены.
  8. Расположите участника в активной позиции и максимально стандартизированной: ноги на подножке, руки на коленях и взгляд прямо вперед (положение должно отражать положение во время движения). Поручить участнику сохранять ту же позицию на протяжении всего теста.
  9. Откалибровать эргометр с помощью связанного программного обеспечения, нажав кнопку Crosshair в меню устройства, и нажмите калибровку Start.
    ПРИМЕЧАНИЕ: Сценарии для анализа данных эргометра доступны в дополнительном материале 5.

5. Внутренние оценки мощности при ручном ободке движения на инвалидных колясках

  1. Включите спирометр, по крайней мере 45 минут до каких-либо калибровок или испытаний.
  2. Калибровать спирометр в соответствии с руководящими принципами завода с использованием связанного программного обеспечения, включая калибровки для турбины, эталонный газ, воздух комнаты и задержку.
    ПРИМЕЧАНИЕ: Перед каждым испытанием должны быть выполнены калибровки воздуха и эталонного газа.
    1. Выполните калибровку турбины.
      1. Пресс-турбина в меню калибровки. Соедините турбину с оптоэлектронным считывателем к спирометру. Соедините калибровочный шприц с известным объемом к турбине.
      2. Когда устройство будет готово, выполните шесть контролируемых и полных штрихов с поршенем. Нажмите значок выхода.
    2. Выполните эталонную калибровку газа.
      1. Пресс Справочный газ в меню калибровки. Соедините регулятор давления к калибровочному цилиндру с известной концентрацией смешанного газа.
        ПРИМЕЧАНИЕ: Цилиндр должен быть открытым, но регулятор давления должен быть закрыт.
      2. Соедините линию выборки к разъему выборки спирометата и оставьте другой конец отключенным. Пусть спирометр промыть анализаторы. Убедитесь, что линия отбора проб далека от любого выдыхаемого газа.
      3. При попадеки спирометра подключите свободный конец линии отбора проб к регулятору давления на калибровочный цилиндр и откройте регулятор. Выход с иконой выхода после окончания калибровки.
    3. Выполните калибровку воздуха в помещении.
      1. Подключите линию отбора проб к разъему для отбора проб на спирометре и оставьте другой конец свободным. Выход с иконой выхода после окончания калибровки.
    4. Выполните калибровку задержки.
      1. Подключите турбину к оптоэлектронному считывателю и подключите трубку для отбора проб. Убедитесь, что оба подключены к спирометру.
      2. Синхронизируйте дыхание с акустическим сигналом. Это может быть выполнено оператором.
        ПРИМЕЧАНИЕ: Эта процедура должна повторяться каждый раз, когда трубка выборки изменяется. Очистите или переключите маску, используемую для этой процедуры, прежде чем отдать ее участнику.
      3. Выход с иконой выхода после окончания калибровки.
  3. Наденьте на участника маску спирометра. Отрегулируйте резинки на головной крышке, чтобы создать плотную уплотнение вокруг лица предмета.
    ПРИМЕЧАНИЕ: Дополнительно подключите монитор сердечного сорва к спирометру и позвольте участнику носить ремень сердечного сорва.
  4. Зафиксировать шланг спиромета, чтобы он не мешал движению.
  5. Пресс-тест, а затем ввести новый предмет на дисплее спиромета.
  6. Для подмаксимального тестирования упражнений выбирайте режим «дыхание за дыханием». Чтобы начать запись нажмите на ключ записи на спирометре.
    ПРИМЕЧАНИЕ: Сценарии для анализа данных спирометра доступны в дополнительном материале 6.

6. Процедура тестирования

  1. Поручить участнику выполнить 4 мин устойчивого состояния упражнения на нужной скорости (1,11 м/с).
    1. Поручить участнику использовать обратную связь со скоростью, чтобы остаться (в среднем) на нужной скорости.
      ПРИМЕЧАНИЕ: Скорость может быть показана с колеса измерения или IMUs от своих ноутбуков в надземленом состоянии. Ноутбуки имеют крючка и петли ремни, которые позволяют фиксации на ногах.
    2. Проинструктируйте участника оставаться (в среднем) в центре беговой дорожки для состояния беговой дорожки.
    3. Поручить участнику посмотреть на скорость и заголовок обратной связи на эргометре экрана в состоянии эргометра и держать его (в среднем) в пределах целевого диапазона.
  2. Запустите стоп-час и спирометр (шаг 5.6) одновременно.
    ПРИМЕЧАНИЕ: Это может быть сделано без внешнего триггера, как разница во времени от нажатия начала является незначительным при использовании дыхание за дыханием спирометрии.
  3. После 30 с, начать движение инвалидной коляске.
    ПРИМЕЧАНИЕ: Для беговой дорожки и эргометра условия это подразумевает запуск беговой дорожке или эргометр. При использовании измерительного колеса (шаг 2.4.1.8) или IMUs (шаг 2.4.2.3) начать те также.
    1. Используйте кнопку круга в наземном состоянии, чтобы отметить углы трассы.
  4. Еще через 4 минуты во время теста, без предварительного уведомления, поручить участнику прекратить толкать инвалидную коляску.
    ПРИМЕЧАНИЕ: В состоянии беговой дорожки несколько дополнительных толчков необходимы, прежде чем ремень останавливается.

Результаты

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

Используя вышеупомянутую процедуру, мощность была определена для 17 ознакоминных (два 30 мин сессий практики) трудоспособных участников с надземным назад и вперед побережье вниз тест (средний из пяти испытаний). Профиль берегового спуска был охарактеризован измерительным колесом в гладком больничном коридоре. После этого участники были измерены во время надземных (25,0 х 9,0 м цепи), беговой дорожке (2,0 х 1,2 м) и эргометровой тягачкой. Выходная мощность в беговой дорожке и эргометр ебыли с надземным состоянием с помощью протоколов, описанных в настоящем документе.

Мощность была получена из одного и того же колеса измерения в течение трех блоков 4 мин движения инвалидной коляски после ознакомления блок одинаковой длины. Только в последнюю минуту каждого блока был использован для анализа, предполагая, устойчивый состояние движения. Для надземных данных движения были использованы только длинные прямые (25 м). Все данные (до)обработка была выполнена в Python 3.7 (Python Software Foundation). Оценки ICC и их 95% доверительных интервалов были рассчитаны в R 3.3.4 (R Core Team), используя модель с одним рейтингом, абсолютным соглашением, случайными эффектами.

Средний совокупный вес системы инвалидов-колясочников составил 92,6 кг (8,3 евро). Ожидаемая мощность от испытания берегового спуска составила 9,7 Вт (1,6 евро). Мощность, рассчитанная из измерительного колеса, была ниже для надземных 8,1 Вт (1,4), беговой дорожки 7,8 Вт (1,9) и эргометра 8,7 Вт (2,2) движения инвалидной коляски. Средняя разница между целевой мощностью и измеренной мощностью составила -1,6 (1,6), -1,8 (1,4), -1,0 (1,0) Вт для надземных, беговых и эргометрических двигателей, соответственно. Эти результаты также показаны в таблице 1, Рисунок 5и Рисунок 6.

Мощность наземного движения показала соглашение с целевым выходом на низкой и умеренной мощности (ICC: 0.38, CI: 0.00-0.73). В отличие от этого, беговая дорожка двигатель показал плохой к хорошему (ICC: 0,45, CI: 0.00-0.79) соглашение и эргометрические движения показали плохой до-отлично (ICC: 0,77, CI: 0,11-0.93) соглашение. Абсолютная ошибка была негативно коррелирована с выходом мощности для движения на эргометре (р -0,55, стр. 0,02), но не для двух других условий (надземные условия: р 0,47, р 0,06; беговая дорожка: р 0,22, стр 0,40).

Соглашение между условиями было неудовлетворительным и умеренным (МЦК: 0.49, CI: 0.20-0.74). В пределах-модальности (между тремя 4 мин блоков) надежность была хорошей к отличной для надземных (ICC: 0,91, CI: 0,82-0,97) и беговой дорожке (ICC: 0,97, CI: 0.93-0.99) двигатель и умеренный-к-отлично для эргометровой тяги (ICC: 0.97, CI: 0.09). Эргометр, как представляется, выполняют хуже с течением времени, что было подтверждено повторными мерами ANOVA (F (F (2, 32) 64,7 , стр. 0,01), но не было эффекта времени для надземного (F (F (2, 32) 0,9 , стр. 0,48) и беговой дорожке (F(2, 32)

figure-results-1
Рисунок 1: Баланс мощности применяется к ручной тяготеки. Pout: внешняя мощность (W); ME: валовая механическая эффективность (%); F: означает сопротивление силе; V: средняя скорость каботажного движения; A: работа за толчок или цикл (J); fr: частота толчков или циклов (1/s); Pint: внутренние потери (W); Pвоздуха: аэродинамическое сопротивление (W); Pрулон: прокатки трения (W); Pвкл: потери из-за наклона (W). Эта цифра перепечатывается из ван дер Вуде и др.20. Пожалуйста, нажмите здесь, чтобы просмотреть большую версию этой цифры.

figure-results-2
Рисунок 2: Настройка беговой дорожки. Слева: Установка Pulley для увеличения внешней мощности на беговой дорожке во время движения. Справа: Перетащите тестовую установку для измерения сил трения во время движения инвалидной коляски на беговой дорожке. Пожалуйста, нажмите здесь, чтобы просмотреть большую версию этой цифры.

figure-results-3
Рисунок 3: Окно параметров протокола для эргометра инвалидной коляски. Мощность может быть установлена путем выбора мощности и целевой скорости или подвижного трения и целевой скорости. Пожалуйста, нажмите здесь, чтобы просмотреть большую версию этой цифры.

figure-results-4
Рисунок 4: Обратная связь на эргометре инвалидной коляски в виде участка линии. Слева и справа скорость ролика построены. Участники должны стараться держать устойчивую скорость, идя по прямой (сохраняя горизонтальную линию экрана). Скорость данных сглаживается с раздвижным окном, которое может быть изменено в настройках. Пожалуйста, нажмите здесь, чтобы просмотреть большую версию этой цифры.

figure-results-5
Рисунок 5: Относительная и абсолютная разница распределений между береговой вниз трения и измеряется мощность во время надземных (OG), беговой дорожке (TM), и эргометр (WE) инвалидной коляске движения. Усы показывают 1,5x межквартильной диапазон. Пожалуйста, нажмите здесь, чтобы просмотреть большую версию этой цифры.

figure-results-6
Рисунок 6: Блэнд-Альтман участок для берегового вниз трения и измеряется мощность во время надземных (слева), беговой дорожке (средний), и эргометр (справа) инвалидной коляске движения. Темно-серые пунктирные линии указывают на объединенное среднее значение для комбинации, а красные пунктирные линии являются средними стандартными отклонениями в 1,96 евро. Пожалуйста, нажмите здесь, чтобы просмотреть большую версию этой цифры.

Значение двустороннее (W)2 Разница с цельюРазница с целевым показателем (%)Разница с целью (abs)Соглашение с целевым PO (ICC)3 Надежность между блоками (ICC)3
Целевой po1 9.68 (1.57)НеприменимоНеприменимоНеприменимо.НеприменимоНеприменимо.
Наземный PO8.12 (1,41)-1.56 (1.57)-15.30 (13.70)1,72 (1,57)0,38 (0,00–0,73)0,91 (0,82-0,97)
Беговая дорожка PO7,84 (1,92)-1.84 (1.38)-18.98 (13.42)1,91 (1,16 евро)0,45 (0,00–0,79)0,97 (0,93-0,99)
Эргометр 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. Рассчитано от трения на побережье вниз. 2. Определяется с измерительным колесом. 3. Двустороннее, абсолютное соглашение, фиксированные оценщики с интервалами доверия 95%. - стр. 0,001.

Таблица 1: Сравнение установленной мощности и фактической мощности, измеренной с помощью колеса измерения.

ФакторовУстойчивость к прокату
Масса тела↑
Масса инвалидных колясок↑
Давление в шинах↑
Размер колеса↓
Твердость пол↑
Угол камбера?
Toe-in/outВопросы,
Кастор шимми ()↑
Центр массы на задних колесах↓
Складная рама↑
Обслуживание↑

Таблица 2: Факторы, влияющие на катящееся трение и выход нойемощность при ручном движении инвалидной коляски. Эта таблица перепечатывается из ван дер Woude и др.8.

Дополнительный материал 1. Пожалуйста, нажмите здесь, чтобы просмотреть этот файл (Право нажмите, чтобы скачать).

Дополнительный материал 2. Пожалуйста, нажмите здесь, чтобы просмотреть этот файл (Право нажмите, чтобы скачать).

Дополнительный материал 3. Пожалуйста, нажмите здесь, чтобы просмотреть этот файл (Право нажмите, чтобы скачать).

Дополнительный материал 4. Пожалуйста, нажмите здесь, чтобы просмотреть этот файл (Право нажмите, чтобы скачать).

Дополнительный материал 5. Пожалуйста, нажмите здесь, чтобы просмотреть этот файл (Право нажмите, чтобы скачать).

Дополнительный материал 6. Пожалуйста, нажмите здесь, чтобы просмотреть этот файл (Право нажмите, чтобы скачать).

Обсуждение

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

В предыдущих разделах была представлена доступная методология определения и стандартизации мощности для различных лабораторных условий. Кроме того, было проведено сравнение между установленной мощностью и измеренной мощностью при устойчивом состоянии. Хотя систематические ошибки присутствовали, а также некоторые изменчивости, инструменты, представленные лучше, чем альтернативные: не стандартизации на всех. Эти результаты аналогичны другому исследованию, которое сообщило измеренную мощность и установить мощность50. Кроме того, согласование между условиями является неудовлетворительным и умеренным, что свидетельствует о том, что при сопоставлении исследований с использованием различных условий следует уделять особое внимание. Как и ожидалось, состояние эргометра представляло наилегу для стандартизации среды с точки зрения оператора. Эргометр лучше работал в высоких настройках трения. Блоки (3 х 4 мин) в течение одного модальности показали хорошее к отличному и умеренно-к-отличному согласованию. Интересно, что эргометр работал хуже с течением времени, возможно, из-за дрейфа датчика. Поэтому было бы разумно перекалибровать эргометр между каждым блоком. Обратите внимание, что эти результаты для низкоинтенсивных упражнений с устойчивым состоянием и могут отличаться для различных протоколов.

Незначительные механические или эргономичные изменения в комбинации инвалидов-инвалидов могут оказать большое влияние на экспериментальные исходы12,51. Материальное техническое обслуживание и полное осознание механических принципов транспортного средства имеют важное значение для результатов работы и обоснованности эксперимента. Механика транспортного средства (например, масса, размеры колес, тип шины и давление, выравнивание) и подгонка (например, положение переднего проема, центр массы, масса, фронтальная плоскость) комбинации инвалидных колясок-пользователя будут определять подвижность и перетаскивание воздуха в сочетании с условиями окружающей среды. Масса и ориентация центра массы повлияет на подвижное сопротивление по отношению к более крупным задним колесам и меньшим касторовыми колесами спереди. Резюме факторов, влияющих на трения прокатки представлено в таблице 2. Кроме того, инвалидная коляска часто индивидуализирована. Помимо условий вмешательства (например, механики транспортного средства или интерфейса) при каждом тесте, условия инвалидной коляски также должны быть постоянными, и его механика транспортного средства, включая раму, сиденье и шины должны быть проверены. Шины должны быть на фиксированном давлении над тестами и среди людей. Важными контрольно-пропускными пунктами52 являются возможные точки трения, положение заднего колеса, а также потенциальные изменения в выравнивании колес36,53,54,55.

Надземные испытания также требует амбулаторной технологии для каждого из показателей для сердечно-легочной деформации, кинематики или кинетики исходов. Это может быть выполнено, но практичность сложных измерений ограничена в неисследовательской среде. Испытания на побережье специфичны для индивидуальной комбинации инвалидов-инвалидов и подвижной поверхности. Тем не менее, они статичны, поэтому они не могут захватить все характеристики инвалидной коляске-пользователь комбинации56. Они особенно чувствительны к изменениям в центре массы, что может объяснить небольшие различия между береговой вниз тест и измеряется наземной мощности. Эти ограничения также встречаются в перетаскивание тест и эргометр калибровки, которые также принимают статическое положение инвалидной коляске пользователя.

Испытание сопротивления измеряет сопротивляясь усилия свертывания и внутренне сопротивление каждой индивидуальной комбинации инвалид-колясочников-пользователей. Он явно чувствителен к механике транспортного средства инвалидной коляски, но и положение и тело ориентации пользователя. Стандартизированная процедура имеет важное значение20,36, где на постоянной скорости пояса, пользователь-колясочник комбинация тянется за поясом, подключенным к одномерной калибровкой силы преобразователя на раме беговой дорожки на серии наклона углы (Рисунок 2). Требуется адаптер беговой дорожки для нагрузочных ячеек, которые могут быть отрегулированы до высоты центральной оси инвалидной коляски. Использование линейного регрессионного анализа обеспечивает статическую оценку средней силы сопротивления на поясе беговой дорожки при нулевом наклоне для данной комбинации инвалидов-колясочников, которая обеспечивает средний внешний выход с продуктом скорости пояса и силы сопротивления. Тест на перетаскивание является надежным в отношении небольших различий в выполнении теста различными операторами (например, положение веревки)37.

Хотя иногда предполагается, по-видимому простой тест, каждый из элементов тестирования перетащить тест требует понимания основной теории и подготовки по всем деталям процедуры 8. Как и в прибрежном тесте, этот тест особенно чувствителен к изменениям в центре массы. Кроме того, поведение и чувствительность датчика на основе штамма сил, их последовательная калибровка (т.е. точность калибровочных весов, последовательность монтажа)20,36,37, а также любой из процедур перетаскивания теста, которые чувствительны к изменениям скорости или угла наклона беговой дорожки все должны быть рассмотрены. Это означает, что сама беговая дорожка должна быть проверена и откалибрована, а также37. Последовательное осознание таких шумоизоляционных явлений должно отслеживаться и выполняться в повседневных экспериментах.

Точность моделирования на основе мощности и их результатов полностью зависит от стандартизации, практики и подготовки тех, кто проводит эксперименты. Разнообразие беговых дорожек, эргометров, или любой другой электронно моторное устройство может быть проблемой, как показано на De Groot et al.51. В обмен на демографические данные следует осознавать потенциальную роль таких различий в результатах испытаний. В любом эксперименте инвалидной коляски должно быть представлено надлежащее объяснение условий тестирования и открытое представление фактических значений скорости, сопротивления и мощности для любой подгруппы или состояния измерения.

В инвалидных колясках экспериментов, неоднородность испытательного образца трудно избежать, когда упором на фактических инвалидов-колясочников. Среди них, люди с травмой спинного мозга чаще всего подлежат исследованиям, потому что они, как правило, имеют стабильное повреждение спинного мозга для остальной части их жизни. Уровень поражения, полнота, пол, возраст, талант и статус обучения определяют неоднородность таких исследовательских групп57. Увеличение числа участников за счет многоцентрового сотрудничества является важным способом обойти это и увеличить мощность экспериментов57, даже на ранних стадиях реабилитации10. Этот документ, как мы надеемся, является ступенькой к широкому обсуждению экспериментов на инвалидных колясках в реабилитации и адаптивных спортивных сообществах, что, как мы надеемся, приведет к международному сотрудничеству и обмену знаниями через существующие и новые сети исследователей. Наличие адекватной инфраструктуры тестирования позволяет последовательно контролировать и оценивать прогресс в клинической реабилитации, адаптивных видах спорта и за ее пределами.

Раскрытие информации

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

Авторам нечего раскрывать.

Благодарности

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

Подготовка этой рукописи была финансово поддержана грантом от Samenwerkingsverband Noord-Nederland (OPSNN0109) и была софинансирована PPP-пособием Высшей консорциума по знаниям и инновациям Министерства экономики.

Материалы

Список материалов, использованных в этой статье
ИмяКомпанияКаталожный номерКомментарии
Программное обеспечение 'coast_down_test'Университетский медицинский центр Гронинген-Программное
обеспечение ADA3Университетский медицинский центр Гронингена-
Датчик угла наклонаMitutoyoPro 360
Калибровочные гири (0-10 кг с шагом 1 кг)Университетский медицинский центр Гронинген-Изготовленный на заказ
Drag Датчик испытательного усилия (20 кг)ASTKAP-E/Z
Сверхширокая беговая дорожкаMotek-forcelink14-890-0387
Комплект датчиков IMUX-IO TechnologiesNGIMU
Инерционный манекенMax MobilityOptipush
Легкая веревка--Изготовленный на заказ
Lode Ergometry ManagerLodeLEM 10
Измерительное колесоMax MobilityOptipush
Pulley system UniversityMedical Center Groningen-CustomMade
SpirometerCOSMEDK-5
StopwatchOneplus6TPhone Stopmeter
ChecklineCDT-2000HD
Насадка для беговой дорожки для дрэг-тестаУниверситетский медицинский центр Гронингена-
Изготовленные на заказ грузы для шкива (0-2 кг с шагом 5 г)Университетский медицинский центр Гронингена-Изготовленная на заказ
инвалидная коляскаKü sschallK-series
Инвалидная коляска с роликовым эргометромLodeEsseda
на заказ

Ссылки

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

Перепечатки и разрешения

Запросить разрешение на повторное использование текста или иллюстраций этой статьи JoVE

Запросить разрешение

Теги

IMU

Похожие статьи