Summary
segmentaires du corps les propriétés d'inertie sont nécessaires pour la modélisation dynamique inverse. Utilisation d'une oscillation et technique du conseil d'administration de la réaction, les propriétés d'inertie des prothèses-dessous du genou ont été mesurées. Utilisation des mesures directes de l'inertie de la prothèse dans le modèle de la prothèse de jambe de dynamique inverse a donné lieu à des amplitudes inférieures des forces et moments résultants conjointes.
Abstract
Le but de cette étude était double: 1) démontrer une technique qui peut être utilisée pour estimer directement les propriétés d'inertie d'une prothèse de jambe, et 2) comparer les effets de la technique proposée et que l'utilisation de membre intact les propriétés d'inertie sur des estimations cinétiques communes lors de la marche dans unilatérales, amputés transtibiaux. Un système d'oscillation et le conseil de réaction a été validé et avéré fiable pour mesurer les propriétés d'inertie des solides géométriques connues. Lorsque des mesures directes des propriétés d'inertie de la prothèse ont été utilisés dans la modélisation dynamique inverse de l'extrémité inférieure par rapport aux estimations d'inertie fondés sur une tige intacte et le pied, la cinétique communes de la hanche et du genou étaient significativement plus faibles au cours de la phase d'oscillation de la marche. Les différences dans la cinétique conjointes pendant attitude, cependant, étaient plus petits que ceux observés au cours swing. Par conséquent, les chercheurs se concentrant sur la phase d'oscillation de la marche doivent considérer l'impact de prosthesconstituent des estimations de propriété inertie sur les résultats de l'étude. Pour la position, soit l'un des deux modèles d'inertie étudiés dans notre étude aurait probablement conduire à des résultats similaires avec une évaluation de la dynamique inverse.
Introduction
Pour quantifier les forces et moments communs obtenus pendant le mouvement, un modèle du système d'intérêt de dynamique inverse est nécessaire lorsque l'on travaille avec des données empiriques. Pour la biomécanique des membres inférieurs, des modèles de dynamique inverse représentent généralement le pied, le jambonneau, et la cuisse corps rigides. Entrée pour ces modèles proviennent de trois sources principales: a) mouvement cinématique, b) des forces de réaction au sol, et c) anthropométriques de segment et propriétés d'inertie. les données de mouvement sont collectées avec une variété de systèmes d'analyse de mouvement, mais tous les systèmes fournissent essentiellement la cinématique de base du mouvement (position, vitesse et accélération). les forces de réaction au sol sont recueillies avec un plateau de force et de fournir les forces de contact agissant sur les pieds. Anthropométriques sont des mesures prises directement à partir du corps à l'aide de règles, de bandes flexibles, et / ou étriers. Ces mesures anthropométriques sont utilisées pour estimer les propriétés d'inertie des segments corporels utilisés dans la dynamiquement inversecs analyse. Propriétés d'inertie comprennent la masse, centre de masse (COM) l'emplacement et le moment d'inertie (MOI) du segment par rapport à un axe passant par le COM de segment ou proximale ou distale commune. Méthodes et l'équipement utilisés pour la collecte de données et le mouvement des forces de réaction au sol sont similaires entre les groupes de recherche, mais les estimations d'inertie des segments corporels peuvent varier considérablement entre les chercheurs en fonction de la méthode que le chercheur choisit pour estimer ces propriétés d'inertie.
Diverses techniques disponibles pour l'estimation des propriétés d'inertie d'un segment intact du corps humain comprennent: 1) des équations de régression basés sur les données de cadavres 1-5, 2) techniques des modèles mathématiques (c.-à-modèles géométriques) 6,7, et 3) numérisation et d'imagerie 8-15. Beaucoup de ces techniques nécessitent des mesures directes de l'organisme, mais il a été montré précédemment que, indépendamment de la méthode d'estimation utilisée, la précision des segments du corpsestimations d'inertie ment sur la base de ces méthodes est élevé 16. Il a également été montré que les erreurs dans les estimations des propriétés d'inertie des segments du corps intacts ont un impact minimal sur l'ampleur des moments communs obtenus lors de la marche 17,18. Joint moments sont influencées dans une grande mesure par des forces de réaction au sol, les emplacements de centre de pression, des longueurs de bras de moment, et de la cinématique de segment de 17 à 19. Par conséquent, il n'est pas surprenant que les méthodes d'estimation des propriétés d'inertie des segments corporels varient considérablement la littérature lors de l'utilisation des personnes valides comme participants à la recherche, étant donné que de petites erreurs dans ces estimations sont susceptibles d'avoir peu d'impact sur les résultats de l'étude.
Beaucoup de ces estimations d'inertie pour un segment de corps intact sont souvent utilisés pour estimer les propriétés d'inertie de prothèses pour les amputés des membres inférieurs. Modernes prothèses des membres inférieurs sont fabriqués avec des matériaux légers résultating dans les prothèses qui sont beaucoup plus légers que les membres qu'ils remplacent. Il en résulte une dissymétrie d'inertie entre la prothèse et l'intégrité physique intacte. Par rapport à une tige typique intact et du pied, la masse d'une prothèse tibiale et membre résiduel est d'environ 35% de moins et a un centre de gravité situé à environ 35% plus près de l'articulation du genou de 20 à 23. La masse plus faible et de la distribution de masse plus proximale de la prothèse produit également un (~ 60%) Le moment d'inertie beaucoup plus faible par rapport à l'articulation du genou pour la prothèse par rapport à celui de la tige et le pied intact. Bien que les chercheurs 24,25 ont déjà suggéré que l'utilisation des estimations d'inertie intactes pour la prothèse ont peu d'effet sur les estimations cinétiques communes, ces comparaisons ont porté sur les moments communs obtenus lors de la phase d'appui de la marche, où la force de réaction du sol domine le moment produit à l' conjointe. Au cours de swing, où les forces de réaction au sol ne sont pas présents, lapropriétés d'inertie réduite de la prothèse sont plus susceptibles d'influer sur les estimations de moments communs qui en découlent. Étant donné que certains chercheurs, par exemple, 26-32 utilisent intactes les propriétés d'inertie du segment pour représenter prothèse propriétés d'inertie et d'autres, par exemple 21-23 estimation prothèse propriétés d'inertie directement, il est important de comprendre l'impact des méthodes choisies pour estimer les propriétés d'inertie de la prothèse . En réduisant le temps nécessaire pour mesurer les propriétés d'inertie de la prothèse était une considération importante dans le développement de notre technique. Dans la technique présentée ici la prothèse reste intact pour toutes les mesures pour réduire les temps de mesure et à éviter les temps additionnels associés à réaligner la prothèse après la mesure.
Ainsi, le but de cette étude était double: 1) démontrer une technique qui peut être utilisée directement pour estimer les propriétés d'inertie de abProthèse elow genou, et 2) comparer les effets de la technique proposée et que l'utilisation de membre intact les propriétés d'inertie sur des estimations cinétiques communes lors de la marche dans unilatérales, amputés transtibiaux. Il a émis l'hypothèse que les grandeurs cinétiques conjointes sont plus grandes lorsque les propriétés d'inertie de la tige intacte et le pied sont utilisés comme les estimations d'inertie pour la prothèse par rapport à des mesures directes des propriétés d'inertie de la prothèse.
Protocol
Les participants
Six unilatérales, amputés transtibiaux (5 mâles; 1 femelle; âge = 46 ± 16 ans, masse = 104,7 ± 9,7 kg, hauteur = 1,75 ± 0,08 m) ont participé à cette étude. Cinq des six amputés avaient amputations dues à des lésions traumatiques avec l'autre en raison de la maladie osseuse congénitale. Tous les amputés utilisé un verrou et un système de suspension du type de broches pour l'interface socket prothétique et une réponse dynamique pied élastique prothétique (3 College Park, 2 Flex-pied, et 1 Genesis II). Le recrutement des participants a porté sur les personnes amputées qui ont été entièrement ambulatoire, avaient utilisé une prothèse de membre inférieur pendant au moins un an, et a maintenu un certain degré d'activité physique, soit dans leurs activités professionnelles ou quotidiennes. Le protocole a été approuvé par l'Institutional Review Board de l'université, et le consentement éclairé a été obtenu de chaque participant avant la participation.
Essais de marche Overground
A trois segments (cuisse, jambe et le pied) modèle de dynamique plan sagittal inverse a été utilisée pour estimer les forces et moments communs résultant de la hanche, du genou et de la cheville. Ont été estimés segment propriétés d'inertie des segments du corps intacts basé sur les équations de régression de de Leva 8. Propriétés d'inertie de la prothèse et le moignon ont été mesurées directement et répartis entre la tige prothétique et le pied (voir étape par étape protocole ci-dessous). Une MANOVA à un seul facteur avec des mesures répétées a été utilisée pour déterminer l'effet des estimations d'inertie de la prothèse, soit des mesures directes ou en utilisant les estimations du segment intact, les forces conjointes résultent de pointe et des moments au cours de la position et de swing. Étant donné que les profils de force de réaction commune et moment résultant étaient similaires chez tous les participants, un algorithme a été écrit en MATLAB (Mathworks, Natick, MA) de se concentrer sur les fenêtres spécifiques dans le cycle de la démarche pour identifier chacun des pic quantit individus (Voir cycle de démarche% dans le tableau 2). Un ajustement de Bonferroni pour les intervalles de confiance a été faite sur la base du nombre de variables dépendantes. différences de signification ont été examinées à p <0,05.
Description de la Board Systems oscillation et réaction
Le système d'oscillation utilisé pour mesurer les propriétés d'inertie d'une prothèse comprend une cage externe ou de la structure de support en 80/20 aluminium, une cage d'aluminium intérieure qui est réglable, et une cellule photo-électrique infrarouge (voir figure 1A). La cage interne est suspendue à partir de la cage externe avec un axe qui passe par deux roulements press-fit de faible friction. Pour recevoir des prothèses de tailles différentes de la cage intérieure peut être raccourcie ou allonger d'environ 15 cm (ou 6 pouces). En outre, la cage interne comporte également deux plaques ajustables qui sont utilisés pour assurer un bon ajustement de la prothèse à l'intérieur de la cage. Une plaque avec une vis de réglage est l'utilisationd pour faire en sorte que les oscillations de la cage intérieure ont moins de 5 ° de l'amplitude de telle sorte que des estimations peuvent être basées sur des équations de mouvement harmonique simple. La cellule photo-électrique est câblé directement à un compteur sur une carte d'acquisition de données dans l'ordinateur pour enregistrer chaque impulsion de durée de vie en tant que la cage passe devant la cellule photoélectrique. Un instrument virtuel programme LabView (VI) est utilisé pour collecter et traiter les impulsions TTL. La cage intérieure du système d'oscillation (figure 1A) est utilisé comme système de tableau de réaction (figure 2) en combinaison avec une échelle allant jusqu'à 10 kg et la sensibilité à la 1 gramme le plus proche et deux couteau bords utilisé pour supporter la cage intérieure pendant les conseils des mesures de réaction. La technique pour quantifier les propriétés d'inertie d'une prothèse tibiale comporte trois étapes principales: 1) Oscillation et réaction du Protocole de conseil, 2) des équations mathématiques pour estimer Prothèse inertie, et 3) Distribution Prothèse inertie en pied et Shank Seg ments.
Figure 1. A) de l'image de la grille d'oscillation utilisé pour mesurer la période d'oscillation. Notez qu'il existe une structure de support externe qui reste immobile comme la cage intérieure, dans laquelle la prothèse est fixée, oscille d'avant en arrière devant une cellule photoélectrique utilisé pour la synchronisation. B) Gros plan de l'axe d'oscillation qui montre également la vis permet de régler l'amplitude d'oscillation à moins de 5 °. C) de vue Close-up de la cellule et l'extrémité distale de la cage interne pour illustrer les plaques d'extrémité réglables. Notez que pour réduire le poids de la cage intérieure, nous avons utilisé l'aluminium mince et retiré à tout excès d'aluminium sans sacrifier la résistance de la structure.
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Figure 2. Réaction carte schématique de la structure en aluminium réglable (c.-à-cage intérieure) sont retirés de la structure du système d'oscillation illustrant la configuration du conseil d'administration de la réaction utilisée pour estimer le centre de masse du système de support externe. Notez que deux axes (aka, d'arêtes ) sont utilisés pour supporter la cage intérieure; une à l'(distale) bord gauche de la cage et l'autre (proximale) positionné au-dessus du sommet de l'échelle. La distance entre ces deux axes d'appui représente la longueur de la planche de réaction. L'axe d'oscillation sort de la page.
1. Protocole de mesure inertielle
- Initialement, faire asseoir le amputé dans un fauteuil où la prothèse peut être confortablement soulevé du siège de sorte que la personne peut effectuer une série de flexion du genou et des actions de vulgarisation comme le centre du genou de rotation (COR) est identifié.
- Une fois que le Comité des régions du genou est identifié (il peut être utile de placer une petite tartece de bande au COR), ont le stand amputé et mesurer la suivante.
- Mesurer la distance entre le haut (lèvre) de la prothèse au COR du genou; si le Comité des régions du genou se trouve inférieure à la lèvre de la prothèse cette valeur doit être enregistrée comme une valeur négative.
- Mesurer la distance entre le Comité des régions du genou et de la cheville COR. Le COR de la cheville est supposé être dans une position similaire à celle de la cheville intact.
- Avec la prothèse et le manchon sous-jacent enlevés, prendre plusieurs mesures du membre résiduel en utilisant un ruban à mesurer flexible. Utilisez ces mesures pour évaluer les propriétés d'inertie du membre résiduel basé sur la modélisation du membre résiduel comme le tronc d'un droit de 6,21 cône circulaire et en supposant une densité de tissu uniforme de 1,1 g ∙ cm -3 13.
- Mesurer la circonférence proximale du membre résiduel. Cette circonférence doit être mesurée en tant que la plus grande circonférence à proximité de l'articulation du genou (<em> par exemple, généralement d'environ deux largeurs de doigt à partir de l'articulation du genou).
- Mesurer la circonférence distale du membre résiduel. Cette circonférence doit être mesurée à la dernière saillie osseuse sur l'extrémité distale du membre résiduel.
- Mesurer la longueur du membre résiduel selon la distance à partir de la tête du péroné à l'aspect le plus distale du membre résiduel.
- Retirez la cage intérieure de l'armoire d'oscillation en enlevant l'axe. Mettez la doublure de la personne amputée et une nappe de l'amputé utilise actuellement dans la prise de la prothèse. Ensuite, la position solidement la prothèse avec la chaussure encore dans l'oscillation cage intérieure (Figure 1). Dans ce système, les deux plaques glissent horizontalement réglables et lorsqu'il est serré en position de fixer la partie supérieure de la prothèse à l'intérieur de la cage. Pour le pied de la prothèse utiliser une sangle velcro pour le fixer sur la plaque distale de la cage.
- Repositionner la cage intérieure dans le rack d'oscillation. Secure l'essieu et assurez-vous que le bras de suspension de la cage intérieure s'aligne avec la vis qui va mettre l'angle d'oscillation à moins de 5 °.
- Recueillir trois essais d'oscillation avec la prothèse placée dans la cage intérieure. La période d'oscillation représente le temps qu'il faut pour compléter une oscillation complète avec le balancement de la cage intérieure sous son propre poids et influencé uniquement par gravité. Pour commencer un essai d'oscillation tirer la cage intérieure jusqu'à ce qu'elle frappe la vis de réglage et déplacez-le vers l'avant jusqu'à ce que l'espace entre la vis de réglage et cage intérieure est visible. Enregistrer le temps moyen pour un cycle complet d'oscillation pour chaque essai.
- Avant de passer aux mesures du conseil d'administration de réaction, mesurer et enregistrer les dimensions suivantes de la cage intérieure avec la prothèse encore fixé dans le rack à l'aide des étriers numérique ou un ruban à mesurer flexible. Ces mesures seront utilisées si les modifications de la configuration de la cage interne lors du retrait de la prothèse à l'étape 1.9 etégalement pendant estimations des propriétés d'inertie du système. Ces mesures sont plus faciles à prendre avec la cage intérieure en position horizontale et reposant sur les bords de couteau pour le test de la carte de réaction.
- Mesurer la distance entre la plaque supérieure réglable et la traverse fixe au sommet de la cage intérieure.
- Mesurer la distance entre la plaque de fond réglable et l'élément transversal fixé à la partie supérieure de la cage intérieure.
- Mesurer la distance entre la plaque de fond réglable et la traverse fixe au fond de la cage intérieure.
- Mesurer la longueur de la planche de réaction; il s'agit de la distance entre les emplacements des deux tranchants de couteaux qui seront utilisés en tant que supports pendant le test de la carte de réaction.
- Placez la grille et prothèse dans la configuration de la carte de réaction. Assurez-vous que l'échelle indique zéro à ce point. Placer une extrémité de la cage intérieure au-dessus de l'échelle, et la position de l'arête du couteau en bas de l'inner cage de sorte qu'il n'y a pas de tension créée entre les deux bords de couteau et la cage intérieure est de niveau. Soulevez les échelle de gamme à plusieurs reprises et placez-le vers le bas sur l'échelle. Une fois une lecture cohérente de l'échelle est atteint, enregistrer cette valeur.
- Retirer la prothèse de la cage intérieure. Si les plaques supérieure et / ou inférieure ont dû être déplacés pour retirer la prothèse, retourner les plaques dans leur position d'origine en utilisant les dimensions mesurées à l'étape 1.7. Une fois les dimensions de la cage sont ce qu'ils étaient avec la prothèse dans la cage, répétez l'étape 1.8 pour enregistrer la carte de réaction pour la lecture juste de la cage.
- Retirer la chaussure de la prothèse et de mesurer la masse de la chaussure, suivie par la masse de la prothèse sans la chaussure.
- Prendre plusieurs mesures de la prothèse.
- Mesurer la distance entre COR de la cheville et de la surface plantaire du pied.
- Mesurer la longueur du pied prothétique sans la chaussure.
- Placez la chaussure de retour sur la prosthesis et mesurer la distance entre la cheville de COR à semelle de la chaussure et la longueur du pied avec la chaussure sur.
- Repositionner la cage intérieure dans le rack d'oscillation faire en sorte que le coin noir avec bande réfléchissante est plus proche de la cellule photoélectrique. Fixez l'axe et assurez-vous que le bras de suspension de la cage intérieure s'aligne avec la vis qui va mettre l'angle d'oscillation à moins de 5 °. Recueillir 10 essais d'oscillation, où cette fois, seule la première période d'oscillation de chaque essai sera enregistré. Remarque: Voir l'annexe A pour des explications sur la raison pour laquelle nous n'utilisons que la première période d'oscillation lorsque la cage intérieure oscille par elle-même sans la prothèse.
2. Des équations mathématiques pour estimer Prothèse inertie
- Régler la masse corporelle pour tenir compte de la masse réduite de la prothèse avant l'estimation de segments intact propriétés d'inertie en utilisant l'équation suivante:
où ABM est la masse du corps ajusté, MPC est la masse corporelle mesurée tandis que le port de la prothèse, M avantages est la masse de la prothèse, M résiduelle est la masse du membre résiduel (structures anatomiques en dessous du genou qui reste après amputation), et c (0,057 pour les hommes; 0,061 pour les femmes) est pour cent de ABM représenté par la queue intacte et 8 pieds.
- Estimer les propriétés inertielles de la cuisse, la tige et le pied de la jambe intacte et la cuisse de la jambe prothétique sur la base de l'ABM et de leurs longueurs de segments respectifs 8.
- Le centre de l'emplacement de la prothèse est tout d'abord de masse exprimée par rapport à l'axe de référence (figure 2):
CM pros_ax = (Lrxn * (pros de R + cadre - R cadre)) / m pros (2)
où Lrxn représente la distance entre les points d'appui, les pros de R + cadre représente la lecture de l'échelle pour la trame de prothèse et de l'aluminium conjointement, R représente le cadre de lecture de l'échelle pour la trame seulement, et m représente la masse avantages de la prothèse. - Sur la base de la distance entre axes et une oscillation de référence (Losc_ref) du centre de masse de l'emplacement de la prothèse est exprimée par rapport à l'axe d'oscillation:
CM pros_osc = Losc_ref - CM pros_ax (3)
Ceci est nécessaire dans des calculs ultérieurs du moment d'inertie de la prothèse par rapport à cet axe d'oscillation. - Enfin, le centre de localisation de masse est exprimé par rapport à l'extrémité proximale de la cupule prothétique sur la base de la distance entre l'axe d'oscillation et la plaque d'extrémité supérieure réglable (de d_plate):
CM pros_prox = CM pros_osc - d_plate (4) - Calculer le moment d'inertie pour chaque condition (cage seul et cage + prothèse):
977eq5.jpg "/> (5)
où axe I est le moment d'inertie par rapport à l'axe d'oscillation, τ est la durée moyenne d'une oscillation, m est la masse du système, g est l'accélération due à la gravité, et d est la distance entre l'axe d'oscillation et l' centre de masse du système. Le moment d'inertie de la prothèse par rapport à l'axe d'oscillation est calculée comme la différence entre axe I pour la cage seul et je axe de la cage ainsi prothèse. Le théorème des axes parallèles est ensuite utilisé pour exprimer le moment d'inertie de la prothèse autour d'un axe transversal passant par l'articulation du genou. - Combiner les propriétés d'inertie du membre résiduel et de la prothèse afin de déterminer la masse totale, la position du centre de masse par rapport au genou, et à l'aide du théorème des axes parallèles exprime le moment d'inertie du système autour d'un axe transversal passant par le centre de masse combiné de localisation .
3. DistributionProthèse inertie dans les segments de pied et de jambe
Pour distribuer les propriétés d'inertie de la prothèse et le moignon dans un pied (pied prothétique seulement) et le segment de tige (prise prothétique, pylône, et membre résiduel) pour les propriétés d'inertie dynamique du secteur de la modélisation inverses ont été déterminés sur la base des données d'une prothèse démantelé. La masse totale de la prothèse était démantelé 2,126 kg, avec une masse de prise (y compris la masse du pylône) de 1,406 kg et une masse de pied de 0,72 kg. Ainsi, 66% de la masse de prothèse totale a été répartie à la prise de prothèse et 34% a été réparti à pied. Une analyse de sensibilité a été réalisée pour déterminer l'effet que cela avait sur le moment d'inertie estimée de la prothèse de l'articulation du genou. Cette analyse a été basée sur des mesures expérimentales des propriétés d'inertie de six ci-dessous prothèses de genou de Mattes et al. (21 données ont été obtenues par communication personnelle avec les auteurs). Quand les prosjambe et du pied masses thétique ont été déterminés sur la base de Leva 8 (pied = 24%; tige = 76% de la masse de prothèse totale), le moment d'inertie total de la prothèse sur l'articulation du genou a été sous-estimée d'environ 5% par rapport à l'effectif valeur expérimentale estimée en utilisant une technique d'oscillation. Utilisation pourcentages étant basés sur la prothèse pour pied démonté (34%) et la tige (66%) des masses, le moment total d'inertie autour de l'articulation du genou a été surestimée d'environ 2% par rapport à la mesure expérimentale.
- Distribuer masse de la prothèse entre le pied prothétique (34%) et la prise (66%) des segments basés sur des mesures d'une prothèse démantelé.
- Lieu de COM du pied prothétique a été déterminée sur la base des équations de régression pour un pied intact 8. Cette étape a été basée sur les résultats des analyses de sensibilité de Miller 25 et Czerniecki et al 24. Miller 25 estime moments communs obtenus au knee en utilisant: a) des mesures directes des propriétés d'inertie de la prothèse, et b) en utilisant les propriétés d'inertie prothèse estimatifs des régressions des équations pour une tige intacte et le pied. La différence moyenne entre les profils des moments de genou pour les deux méthodes différentes et pour deux sujets était d'environ 3 N · m. Cette différence moyenne de grandeur s'élève à moins de 2% de l'instant de crête du genou au cours de position. Czerniecki et al. 24 démantelé plusieurs prothèses-dessous du genou et équilibré du pied prothétique sur une lame de couteau pour déterminer son emplacement COM. Quand ils ont comparé ces résultats à des estimations basées sur les équations de régression pour un pied intact, ils ont trouvé qu'il y avait peu de différence entre les deux estimations.
- MOI de la prothèse de pied autour d'un axe transversal que son COM est déterminée à l'aide de huit régressions de Leva pour un pied intact et la masse du pied estimée à partir de l'étape 1. MOI de pied est également exprimée par rapport à l'articulation du genou using le théorème des axes parallèles.
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(7) - Lieu de COM de la cupule prothétique (CMpros_sock) a été déterminée en combinant une estimation de la position de COM pour l'ensemble de prothèse (CMpros_limb; ne comportant pas les propriétés d'inertie du membre résiduel), obtenue par une technique de plaque de réaction, et l'emplacement COM affecté de la prothétique pied par rapport à l'articulation du genou (CMpros_ft) de l'étape 3.2. Le CMpros_sock a été contrainte de se situer sur une ligne droite entre le genou et la cheville et a été déterminé comme suit:
(8) - MOI de la prothèse de pied autour d'un axe que l'articulation du genou a été soustraite de la mesure expérimentale pour MOI de toute la prothèse de l'articulation du genou (Iknee_limb) pour déterminer seulement la MOI de cupule prothétiqueautour de l'articulation du genou (Iknee_sock). Le théorème axe parallèle a été ensuite appliquée à exprimer MOI de la cupule prothétique autour d'un axe passant par son COM (Icm_sock).
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(10) - Les propriétés d'inertie du membre résiduel (structures anatomiques restant en dessous du genou après amputation) ont été combinées avec les propriétés d'inertie de la tige de la prothèse, qui ont été utilisés en tant que les propriétés d'inertie du segment de tige sur le côté de prothèse dans le modèle de dynamique inverse.
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Representative Results
Propriétés d'inertie de la branche distale de la prothèse de genou ont été plus faibles que celles de la patte intacte (Tableau 1). En moyenne pour les participants, la masse latérale prothétique était de 39% inférieur, moment d'inertie autour d'un axe transversal par l'intermédiaire du genou était de 52% inférieure, et le centre de localisation de masse a été de 24% plus près du genou comparativement à des valeurs pour la patte intacte.
| Sujet | Intact * Masse (kg) | Pour † Masse (kg) | Est. différence de masse (kg) | ‡ Iknee intact (kg · m 2) | pros Iknee (kg · m 2) | CM intacts au-dessous de l'articulation du genou (m) | Pros CM-dessous de l'articulation du genou (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 |
| Ré | 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 |
| Fa | 6.23 | 4.22 | 2.01 | 0,585 | 0,287 | 0.260 | 0,192 |
| Moyenne ± STD | 6,17 ± 0,51 | 3,80 ± 0,66 | 2,36 ± 0,38 | 0,578 ± 0,109 | 0,274 ± 0,063 | 0,258 et# 177; 0,022 | 0,196 ± 0,013 |
* Intact se réfère aux valeurs de la tige intacte combiné et du pied.
† Pour se réfère aux valeurs de la prothèse combinée et moignon.
‡ Le moment d'inertie autour d'un axe transversal par l'intermédiaire du genou.
Tableau 1. Comparaison des propriétés d'inertie entre les prothèses et intactes du genou.
Forces conjointes en résultent (figure 3) et des moments (figure 4) à la cheville, du genou, de la hanche et ont été affectés par les paramètres inertiels utilisés dans le modèle de dynamique inverse. Plus précisément, la cinétique conjointes ont été réduites au cours de balançoire initiation (~ 65% du cycle de marche) et la fin de swing (~ 95% du cycle de marche) lorsque des mesures directes de l'inertie de la prothèse ont été utilisés dans les évaluations de la dynamique inverse par rapport aux régressions fondées sur l'anatomie intacte (
Figure 3. Résultantes de forces de réaction communes de la cheville, du genou, de la hanche et dans le antéropostérieur (panneaux de gauche) et les directions verticale (panneaux de droite). Données ont été moyennées sur des sujets de présentation. La phase d'appui commence à 0% du cycle de la marche avec le contact du pied et se termine à environ 60% du cycle de marche avec décollage des orteils. Balançoire continue jusqu'à ce que le prochain contact du pied de til même jambe à 100% du cycle de marche. S'il vous plaît cliquer ici pour voir une version plus grande de cette figure.
Figure 4. Des moments communs résultantes autour d'un axe transversal (aka, axe médio-latérale) à travers la cheville, le genou et la hanche. Données ont été moyennées sur des sujets de présentation. La phase d'appui commence à 0% du cycle de la marche avec le contact du pied et se termine à environ 60% du cycle de marche avec décollage des orteils. Balançoire poursuit jusqu'à ce que le prochain contact de pied de la même jambe à 100% du cycle de marche.
Tableau 2. Pic réaction commune résultantforces et des moments en moyenne dans toutes les disciplines et les comparaisons statistiques entre les deux modèles d'inertie pour la cinétique communes de la prothèse secondaires. Notes: données moyennes sont présentés en moyenne (SD). % Colonne Gait Cycle représente le pourcentage moyen dans toutes les disciplines où la valeur de crête est survenu pour cette variable. P <0,05 considéré comme significatif.
Discussion
Une technique de bord oscillation et la réaction a été présenté pour estimer les propriétés d'inertie des prothèses-dessous du genou. Ce système a été validé et avéré fiable pour estimer les propriétés d'inertie des solides géométriques connus (Annexe A). Prothèse Limb propriétés d'inertie pour un groupe de unilatérales, amputés transtibiaux ont été estimés de deux façons: a) par mesure directe utilisant oscillation et techniques du conseil d'administration de la réaction, et b) en utilisant les équations de prédiction standards créés pour les membres intacts. Les estimations de propriété d'inertie résultant de la prothèse ont été sensiblement différent pour les deux approches. Cette différence dans les propriétés d'inertie entraîné significativement différentes des estimations de la cinétique communes lors de la marche, avec des différences plus importantes étant observées au cours de swing.
Bien que des différences significatives dans la cinétique conjointes ont eu lieu au cours de la position à l'aide des deux estimations de paramètres inertiels différents, ces différences n'étaient smail lors de l'examen des effets de tailles de ces différences et en comparaison avec les différences observées au cours de swing. Dans la plupart des études du mouvement humain, ces différences statistiquement significatives au cours de position ne peuvent pas avoir un impact sur les résultats de l'étude. forces de réaction au sol ont une grande influence sur les grandeurs de moments ensemble des articulations des membres inférieurs au cours de la phase d'appui de la marche. 17-19 Même s'il y avait des différences significatives dans les paramètres inertiels pour les deux modèles, ces différences n'ont pas suffi à surmonter l'importance de la rez-de-force de réaction contribution à la production de moment articulaire au cours de la position. Miller 25 également suggéré précédemment que les propriétés d'inertie du côté prothétique eu peu d'effet sur les grandeurs de l'extrémité inférieure de l'articulation cinétique au cours de la phase d'appui de la course. Cependant, Miller 25 a seulement pris en compte les différences de masse et son centre de masse de la branche lors de la modification de la propropriétés d'inertie Limb Sthetic pour le modèle de dynamique inverse. Les différences dans le moment d'inertie ne sont pas pris en compte dans le modèle, mais il a été suggéré que, même si le moment d'inertie a été doublée ou diminuée de moitié, il aurait probablement peu d'effet sur la valeur du moment conjointe. Le terme Iα dans l'équation du mouvement représentait moins de 3% du moment global commun à un moment donné au cours de la phase d'appui de la course. En termes absolus, la plus grande variation de magnitude de moment de notre étude a été observée dans le moment articulation de la hanche à ~ 11% du cycle de marche où l'augmentation de l'amplitude moyenne était d'environ 2 N · m. Cela était d'environ la moitié de l'augmentation de la grandeur qui a été observé par Miller 25 au cours de la phase d'appui de la marche. Nos résultats combinés avec ceux de Miller suggère que des mesures directes de l'inertie de la prothèse, y compris le moment d'inertie, n'ont qu'un effet faible ou négligeable sur les grandeurs des moments communs de la hanche et du genou au cours de la Stancphase e de marche ou la course.
En ce qui concerne la phase d'oscillation de la marche, le choix du modèle d'inertie a un impact significatif sur l'ampleur des membres inférieurs cinétique communes. Au cours de swing, il n'y a pas grande force externe, comme la force de réaction du sol pendant attitude. Le mouvement de la branche est beaucoup plus dépendante de l'inertie du système et les interactions entre les segments. Cela s'est traduit par des changements importants dans les grandeurs cinétiques communes observées lorsque les deux modèles d'inertie différents ont été utilisés dans l'analyse de la dynamique inverse. En utilisant les équations de régression basés sur l'anatomie intacte pour modéliser la prothèse pendant le swing, a suggéré qu'un effort musculaire plus grande était nécessaire que lorsque les propriétés d'inertie réelles mesurées de la prothèse ont été utilisés.
La technique décrite dans ce document pour mesurer directement les propriétés d'inertie d'une prothèse tibiale présente plusieurs limites. Nous avons décrit les méthodes d'une fait les mesures des propriétés d'inertie des jambes que pour les analyses plan sagittal. Les améliorations apportées à ce système comprennent la création d'une structure de cage intérieure pouvant être suspendu à partir de trois axes différents de telle sorte que tous les trois moments d'inertie principaux pourraient être mesurées. En outre, la technique de la planche de réaction pourrait être utilisé pour les trois plans pour mesurer la position tridimensionnelle du centre de masse de la prothèse. Une autre amélioration qui pourrait rendre les estimations de la branche résiduelle masse légèrement plus précis serait d'utiliser une évaluation volumétrique comme décrit par Czerniecki et ses collègues 24 où le moignon est suspendue dans un cylindre de l'eau pour évaluer son volume tout en une densité de tissu uniforme est utilisée pour estimer la masse de la branche. En outre, au lieu d'utiliser un pourcentage supposé pour distribuer la masse de la prothèse totale entre le pied et la cupule prothétique, chaque prothèse pourrait être disarticulated à la cheville de sorte que chaque composant puisse être weigheD indépendamment. Une autre limitation de notre technique est qu'elle ne nécessite peu de temps supplémentaire au cours d'une session expérimentale. En général, l'aide de notre technique de mesurer directement l'inertie de la prothèse sera probablement ajouter 30 minutes au temps total nécessaire pour une session de collecte de données.
En raison de notre petit échantillon de dessous-genou prothèses avec des motifs similaires (c.-à-blocage et broches suspensions et réponse élastique dynamique pieds prothétiques), développement des recommandations définitives pour estimer les propriétés d'inertie de dessous du genou prothèses pourcentages simples intactes les propriétés d'inertie des membres est problématique . Néanmoins, en combinant nos résultats avec les estimations d'inertie pour prothèses-dessous du genou provenant d'autres études 20,21,23 et en comparant ces résultats à l'inertie des estimations pour les membres intacts, certaines tendances constantes apparaissent. Par rapport au membre intact, la masse de la partie prothétique est constamment de 30 à 40% de moins, l'emplacement de COM est de 25 à 35% cperdant de l'articulation du genou, et le MOI est de 50 à 60% de moins autour d'un axe transversal passant par l'articulation du genou.
En conclusion, en utilisant les équations de régression pour une tige intacte et pied de modéliser les propriétés d'inertie d'une prothèse tibiale aura une incidence sur l'ampleur des estimations cinétiques conjoints pendant le swing, mais aura seulement un petit ou un impact minimal sur ces grandeurs en position. Ainsi, pour les chercheurs de se concentrer uniquement sur la phase d'appui de la locomotion en utilisant les propriétés d'inertie du membre intact pour modéliser le côté prothétique ne sera probablement pas modifier les conclusions de l'étude. Cependant, pour ceux qui s'intéressent à battants cinétique en phase, des mesures directes des propriétés d'inertie de la prothèse doivent être envisagées pour éviter de déformer la véritable dynamique de swing prothétique.
Annexe A
Fiabilité et validité de moment d'inertie et centre de masse estimations
Pour évaluer la fiabilité et la validity de nos mesures expérimentales de moment d'inertie prothèse et son centre de masse, deux expériences simples ont été réalisées. Dans la première expérience, les moments d'inertie et le centre de masse emplacements de quatre objets ont été estimés expérimentalement dans trois procès distincts. Les quatre objets étaient: 1) 9 x 9 x 61 cm bloc de bois traité (masse = 2,8 kg), 2) 9 x 9 x 64 cm bloc de bois non traité (masse = 2,5 kg), 3) 7 x 9 x 65 cm bloc de bois non traité (masse = 1,8 kg), et 4) 61 cm de long morceau de tuyau en PVC et intérieur à diamètre de 8 cm et un diamètre extérieur de 9 cm (masse = 0,8 kg). Une technique d'oscillation 12 a été utilisé pour estimer le moment où chaque objet d'inertie autour d'un axe transversal passant par son centre de masse. Quand un objet oscille autour d'un axe fixe, la période d'oscillation (τ) de l'objet est proportionnelle à moment d'inertie autour de cet axe fixe de l'objet. Si l'amplitude d'oscillation est inférieure à 5 ° par rapport à une position neutre,le moment d'inertie de l'objet peut être estimée basée sur le mouvement d'un pendule simple:
(A.1)
I où l'axe est le moment d'inertie par rapport à l'axe d'oscillation, m est la masse du système, g est l'accélération due à la gravité, et d est la distance entre l'axe d'oscillation et le centre de masse du système.
Une technique de bord de réaction a été utilisée pour estimer le centre de chaque objet de l'emplacement des masses. Équilibre statique a supposé (Moments Σ = 0) et les moments produits par le poids de l'objet, le poids du cadre, et force de réaction ont été additionnées autour d'un axe de référence fixe. Le moment d'inertie et son centre de masse de chaque objet ont également été estimée en fonction des équations géométriques simples. Nos mesures expérimentales ont été comparées à celles-ci pour l 'estimation géométriquens pour évaluer la validité. La fiabilité de nos estimations pour son centre de masse et du moment d'inertie a été évaluée à l'aide de deux (un pour l'estimation de COM et un pour MOI estimation), facteur modèle linéaire général unique analyses de variance, avec 3 mesures répétées reflétant les trois essais. Coefficients de corrélation intraclasse (CCI) ont également été calculés pour déterminer la répétabilité de nos estimations.
Dans une seconde expérience, nous avons évalué la fiabilité de notre période d'oscillation (τ) mesure. τ a été mesurée pour 10 essais consécutifs avec seulement l'armature en aluminium en suspension à partir de l'axe d'oscillation et de 10 essais consécutifs avec un bloc de bois (masse = 2,8 kg, dimensions = 9 x 9 x 61 cm) fixé dans le châssis en aluminium et à la fois suspendu à l' l'axe d'oscillation. Au cours de chaque essai, τ a été mesurée pour 10 oscillations consécutives au moyen d'une cellule photo-électrique dont la tension varie en fonction de la sortie d'intensité de lumière réfléchie. Fiabilité de notre mesure de τ était unssessed aide de quatre, le facteur unique modèle linéaire général analyses de variance, avec 10 mesures répétées. Deux (un pour cadre seuls les essais et l'autre pour cadre + bloc essais) analyses de la variance ont été utilisés pour déterminer si τ différait entre les oscillations consécutives (c'est à dire, la matrice de données a été installé de sorte que le facteur était périodes consécutives d'oscillation dans un essai donné). Ensuite, les matrices de données ont été tournés de 90 ° de sorte que le facteur était essais consécutifs et deux autres analyses de la variance ont été utilisés pour déterminer si τ diffère selon les essais consécutifs. Coefficients de corrélation intraclasse (CCI) ont également été calculés pour déterminer la répétabilité de nos mesures.
Résultats de l'expérience 1 - Les Quatre objets
Le moment d'inertie autour d'un axe transversal par son centre de masse (I_obj_cm) de chaque objet a été constamment surestimée (par ~ 5% pour les blocs de bois et de ~ 12% pour les tuyaux en PVC) par rapport aux estimations basées sur chaque objectR17; masse et de la géométrie (Iz) (tableau 3). Nos estimations, cependant, étaient extrêmement fiable. Il n'y avait pas de différence dans le moment d'inertie moyen (F 0,154 = 2,6, p = 0,861) pour les quatre objets dans les trois essais. En outre, les CCI ont révélé que l'ensemble des essais de notre moment d'inertie estimation était très reproductible (ICC = 1,00). Ainsi, bien que notre estimation tend à surestimer le moment d'inertie de l'objet par rapport à l'estimation géométrique nos estimations sont fiables.
Notre centre de l'estimation de localisation de la masse à l'aide d'une technique de plaque de réaction est compatible avec des estimations basées sur une densité uniforme et en supposant un modèle géométrique. Les différences étaient inférieures à 1%. Il n'y avait pas de différence dans le centre moyen de l'emplacement des masses (F = 2,6 1,126, p = 0,384) pour les quatre objets dans les trois essais. En outre, CCI a révélé que l'ensemble des essais de notre centre d'estimation de masse a été très reproductible (ICC> 0,99). Ainsi,notre centre d'estimations de masse était valide et fiable.
.. Tableau 3 Nos estimations expérimentales de moments d'inertie et centre d'emplacements de masse pour les quatre objets comparés à des estimations basées sur la masse et de la géométrie de chaque objet Cliquez ici pour obtenir une vue agrandie de la table. définitions de variables: mframe = masse de le cadre en aluminium; mobject = masse de l'objet; t_frame = période d'oscillation du châssis uniquement; période d'oscillation a été déterminé comme la moyenne des 10 oscillations consécutives et à travers trois essais consécutifs. t_object = période d'oscillation du cadre et objet ensemble; déterminé le même que t_frame; I_Frame_osc = I du cadre par rapport à l'axe d'oscillation;I_Frame_obj_osc = I de la structure et d'objet par rapport à l'axe d'oscillation; I_obj_osc = I de l'objet par rapport à l'axe d'oscillation; I_obj_cm = I de l'objet autour d'un axe passant par le centre de l'objet de masse; Iz = prédiction théorique de I sur le CM de l'objet en utilisant les équations de prédiction géométriques suivantes:
PVC: 
; où R était rayon extérieur, r était rayon intérieur, et h était la longueur
Bois: 
; où a représente la longueur et b est l'emplacement de la largeur géométrique CM a été prédit que 50% de la longueur de l'objet.
Résultats de l'expérience 2 - période d'oscillation (τ) d'évaluation
Lorsque le cadre d'aluminium seul a été suspendu de l'axe d'oscillation et balancé, τ constamment et systématiquement diminué (F 9,81 = 123,25, p <0,001) sur les 10 premiers oscillateurtions par environ 6 ms dans les 10 essais d'oscillation (Figure 5; panneau de gauche). L'ensemble des essais, la durée moyenne d'oscillation a également été constaté à différer de manière significative (F = 9,81 13,97, p <0,001) que le cadre a été osciller. Cependant, CCI a révélé que, dans un procès étant donné la diminution systématique τ au cours des 10 premières oscillations était reproductible (ICC = 0,99). Lorsque le cadre et le bloc en bois (m = 2,797 g) ont été balancées ensemble, τ n'a pas changé au cours des 10 premières oscillations (F 9,81 = 3,031, p = 0,116) et les τ moyen pour 10 essais consécutifs ne diffèrent pas significativement ( F 9,81 = 3,533, p = 0,093) (Figure 5; panneau de droite). CCI pour les cadres ainsi que l'objet des essais suggèrent que dans un τ d'essai donnée n'est pas reproductible à partir de l'oscillation de l'oscillation (ICC = 0,17). Ces données suggèrent que pour le cadre des essais uniquement τ est mieux estimée comme une moyenne de la première oscillation à travers une série de tri sal et que, quand un objet ayant des caractéristiques similaires à celles d'une prothèse de jambe est mise en oscillation, τ est estimée comme étant la meilleure moyen pour oscillations consécutives et à travers un certain nombre d'essais.
Figure 5. Période d'oscillation mesurée pour (A) cadre en aluminium et ne (B) cadre et bloc de bois (masse de bloc = 2,8 kg, dimensions du bloc = 9 x 9 x 61 cm). Chaque panneau affiche 10 essais distincts avec le premier 10 oscillations de chaque essai affichées. Avec seulement le cadre suspendu à l'axe d'oscillation (panneau de gauche), τ systématiquement diminué au cours des 10 premières oscillations. Cependant, quand une pièce de bois a été ajouté à la trame, τ ne varie pas systématiquement dans les 10 premières oscillations (panneau de droite).
Sensibilité du moment d'inertie de période d'oscillation
t "> Parce que les résultats de l'expérience 1 suggèrent nos estimations de moment d'inertie d'un objet sont systématiquement surestimées et les résultats de l'expérience 2 suggèrent que τ du cadre diminue au cours des 10 premières oscillations, nous avons effectué une analyse de sensibilité afin de déterminer la meilleure méthode pour quantifier . τ pour cadre seuls les essais et le cadre ainsi que les essais d'objets (tableau 4) τ est directement proportionnelle au moment d'inertie d'un objet:
(A.2)
I où l'axe est le moment d'inertie par rapport à l'axe d'oscillation, m est la masse du système, g est l'accélération due à la gravité, et d est la distance entre l'axe d'oscillation et le centre de masse du système. Par conséquent, si τ diminue, alors si je ne l'axe car m, g, et d sont des constantes dans un essai donné. Comme nous l'ESTIaccoupler le moment d'inertie d'un objet en tant que:
Je obj = I obj + cadre - Si rame (A.3)
sous-estimer le moment d'inertie du cadre (cadre I) va produire un moment plus important de l'estimation de l'inertie de l'objet (je OBJ), qui est conforme à nos estimations dans l'expérience 1. Figure 6 affiche τ de l'expérience 1 à la fois pour le cadre que essais et une structure et d'essais de l'objet pour l'objet le plus léger et le plus lourd objet. Cette figure montre que pour des objets plus lourds (par exemple, ci-dessous prothèse de genou) il n'ya pas de diminution évidente τ au cours des 10 premières oscillations, mais pour les objets plus légers il ya une légère diminution systématique dans τ.
Tableau 4. Comparaison desquatre méthodes différentes pour déterminer la période d'oscillation. L'objet utilisé dans cette analyse était la cm bloc de bois traité 9 x 9 x 61. Condition C produit la meilleure estimation de moment d'inertie de l'objet par rapport à une estimation théorique alternative basée sur la masse et de la géométrie de l'objet. Cliquez ici pour obtenir une vue agrandie de la table. Notes: Définitions des variables sont les mêmes que le tableau 3 Etat. A: t_frame et t_object a été calculé comme la période moyenne d'oscillation de 10 oscillations consécutives dans trois essais Condition B:. t_frame et t_object été calculé comme la moyenne de la première période d'oscillation sur 3 essais distincts Condition C:. t_frame a été déterminée comme en condition B; t_object a été déterminée comme dans la condition A. Condition D: t_frame a été déterminée comme dansCondition A; t_object a été déterminée comme dans la condition B.
Figure 6. Périodes d'oscillation pour les objets les plus lourds et les plus légers. Les panneaux de gauche affichent les 10 premières périodes d'oscillation de trois essais pour le cadre uniquement, et les panneaux de droite affichent le même pour le cadre, plus des essais de l'objet. Comme dans l'expérience 2, on observe une diminution systématique de τ au cours des 10 premières oscillations lorsque seul le châssis est mis en oscillation. Lorsque l'objet lourd a été oscillé (m = 2,797 kg), il n'y avait pas de diminution systématique dans τ. Cependant, une légère diminution de τ a été observée lorsque l'objet lumineux (m = 0,716 kg) a été osciller. Typique prothèse masse ci-dessous-de genou a été signalé à plage de 1,2 à 2,1 kg 20,21. Ainsi, même pour les prothèses les plus légers, τ ne devrait pasprésenter une diminution importante au cours des 10 premières oscillations.
Conclusion
Lorsque le cadre est amené à osciller aluminium seul, la période d'oscillation est déterminée comme étant la moyenne de la première oscillation de 10 essais d'oscillation. Lorsque le châssis en aluminium et prothèse oscillent, la période d'oscillation est déterminée comme la moyenne des 30 oscillations (3 essais, 10 oscillations consécutives dans chaque essai).
Disclosures
Les auteurs déclarent qu'ils n'ont aucun intérêt financier concurrents.
Acknowledgments
Financement des sociétés américaines et internationales de biomécanique a été fournie pour cette étude.
Materials
| Name | Company | Catalog Number | Comments |
| Oscillation Rack & Reaction Board | Custom Built | Outer cage made from 80/20 aluminum, inner cage from various thicknesses of solid of aluminum. | |
| Laboratory scale | |||
| NI LabView | National Instruments | Software for recording TTL pulses from infrared photocell. | |
| BNC-1050 | National Instruments | BNC Breakout box with direct pin connections to the data acquisition card. | |
| MATLAB | Mathworks Inc. | Software for processing oscillation and reaction board data to predict inertial properties of prosthesis. |
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