Waiting
Login processing...

Trial ends in Request Full Access Tell Your Colleague About Jove
JoVE Journal Bioengineering
Click here for the English version

Bioengineering

Vibrasjons-og Reaction Board teknikker for å estimere treghet Egenskaper til en Under-kne protese

Published: May 8, 2014 doi: 10.3791/50977
Automatic Translation
1, 1, 1, 2, 3
1School of Sport & Exercise Science, University of Northern Colorado, 2Kinesiology Program, Arizona State University, 3Department of Kinesiology, Iowa State University

Summary

Body Segment treghet egenskaper er nødvendig for invers dynamikk modellering. Ved hjelp av en svingning og reaksjon bord teknikk, treghet egenskaper under-kneproteser ble målt. Ved hjelp av direkte tiltak av protese treghet i invers dynamikk modell av benprotesen resulterte i lavere størrelsene av resulterende felles krefter og momenter.

Abstract

Hensikten med denne studien var tosidig: 1) viser en teknikk som kan brukes til direkte å beregne treghets egenskapene til en under-kne protese, og 2) kontrast virkningene av den foreslåtte teknikk, og at ved bruk av intakte lem treghetsegenskapene på felles kinetiske estimater i å vandre i ensidige, transtibial amputerte. En oscillasjon, og reaksjonsbrett systemet ble validert og påvist å være pålitelig ved måling av treghets egenskaper av kjente geometriske faste stoffer. Når direkte målinger av treghet egenskaper protesen ble brukt i inverse dynamikk modellering av nedre ekstremitet sammenlignet med treghet estimater basert på en intakt skaft og fot, leddkinematikk i hofte og kne var betydelig lavere i swing fasen av å gå. Forskjeller i leddkinematikk under holdning, var imidlertid mindre enn de som ble observert i løpet av swing. Derfor bør forskere som fokuserer på swing fase av gang vurdere virkningen av protese;er treghet eiendoms estimater på utfall av studiene. For holdning, ville det ene av de to treghet modeller undersøkt i vår studie sannsynligvis føre til lignende resultater med en invers dynamikk vurdering.

Introduction

For å kvantifisere de resulterende felles krefter og momenter under bevegelse, er en invers dynamikk-modell av systemet av interesse er nødvendig når man arbeider med empiriske data. For underekstremitetene biomekanikk, inverse dynamikk modeller representerer vanligvis foten, skaft, og lår som stive legemer. Inngang for disse modellene kommer fra tre hovedkilder: a) bevegelses kinematikk, b) bakken reaksjonsstyrker, og c) segmentets anthropometrics og treghet egenskaper. Bevegelsesdata er samlet inn med en rekke bevegelsesanalysesystemer, men alle systemer i hovedsak gir de grunnleggende kinematikk av bevegelsen (posisjon, hastighet og akselerasjon). Første reaksjonskrefter blir samlet inn med en kraft plate og gi de kontaktkrefter som virker på føttene. Anthropometrics er målinger tatt direkte fra kroppen ved hjelp av linjaler, fleksible bånd, og / eller calipers. Disse antropometriske målingene brukes til å beregne treghets egenskapene til de kroppsdeler som brukes i den inverse dynamics analyser. Treghets egenskapene inkluderer masse, massesenter (COM) plassering og treghetsmoment (MOI) av segmentet i forhold til en akse gjennom segmentet COM eller den proksimale eller distale ledd. Metoder og utstyr som brukes for å samle bevegelse og bakkereaksjonsstyrke data er lik blant forskningsmiljøer, men treghet beregninger av kroppens segmenter kan variere mye mellom forskere avhengig av hvilken metode forskeren velger for å estimere disse treghet egenskaper.

Ulike teknikker for å estimere de treghet egenskapene til et fullt intakt menneskekroppen segmentet inkluderer: 1) regresjonsligninger basert på kadaver data 1-5, 2) matematiske modeller (dvs. geometriske modeller) 6,7, og 3) skanning og bildeteknikker 8-15. Mange av disse teknikkene krever direkte målinger fra kroppen, men det har tidligere vært vist at uavhengig av beregningsmetoden som brukes, presisjonen av kroppssegmentlings treghet estimater basert på disse metodene er høy 16. Det har også blitt vist at feil i estimatene på de treghet egenskaper intakt kroppssegmenter har minimal innvirkning på størrelsen på de resulterende felles øyeblikk under gange 17,18. Felles øyeblikk påvirkes i større grad av bakkestyrker, sentrum av trykk steder, øyeblikk armlengder, og segment kinematikk 17-19. Derfor er det ikke overraskende at metoder for å anslå treghet egenskaper av kroppens segmenter varierer mye over litteraturen når du bruker funksjonsfriske individer som forskningsdeltakere gitt at små feil i disse anslagene er sannsynligvis ha liten innvirkning på resultatene av studien.

Mange av disse treghet beregninger for en helt intakt kropp segmentet er ofte brukt for å estimere de treghet egenskapene til proteser for underekstremitetene amputerte. Moderne Ben-proteser er fabrikkert ved hjelp av lette materialer resulting i protese lemmer som er mye lettere enn de lemmer de erstatter. Dette resulterer i en treghets asymmetri mellom protese og intakt lem. Sammenlignet med en typisk intakt skaft og fot, massen av en under-kne protesen og stumpen er omtrent 35% mindre, og har et tyngdepunkt som ligger omtrent 35% nærmere kneleddet 20-23. Den nedre massen og mer proksimale massedistribusjon av protese gir også en mye lavere (~ 60%) treghetsmoment i forhold til kneleddet for den protese sammenlignet med det intakte skaft og fot. Selv om forskerne 24,25 har tidligere foreslått at bruk av intakte treghet estimater for protese ha liten effekt på felles kinetiske estimater, disse sammenligningene fokusert på resulterende felles øyeblikk under holdning fasen av å gå, hvor bakken reaksjonskraften dominerer øyeblikket produsert ved joint. Under swing, der bakken reaksjonsstyrker ikke er til stede, detreduserte treghetsegenskapene til protesen er mer egnet til å påvirke estimater av resulterende felles øyeblikk. Gitt at noen forskere, f.eks, 26 til 32 benytter intakte segment treghet egenskaper for å representere protesetreghetsegenskaper og andre, f.eks 21-23 anslaget protesetreghetsegenskaper direkte, er det viktig å forstå virkningen av de fremgangsmåter som er valgt for å estimere de treghetsegenskapene til protesen . Minimalisering av den tid som kreves for måling av treghetsegenskapene til protesen var en viktig faktor i utviklingen av teknikken. I den teknikken som presenteres her protesen forblir fullt intakt for alle målinger for å redusere måletider og unngå noen ekstra ganger i forbindelse med omstilling protesen etter måling.

Således er hensikten med denne studien var tosidig: 1) viser en teknikk som kan brukes direkte til å beregne treghetsegenskaper abelow-kne protese, og 2) kontrast effekten av den foreslåtte teknikken og at for å bruke intakt lem treghet egenskaper på felles kinetiske estimater under gange i ensidige, transtibial amputerte. Det ble antatt at leddkinetiske størrelser er større når treghets egenskapene til det intakte skaft og fot, blir brukt som treghets anslag for protesen sammenlignet med direkte måling av protesen treghetsegenskaper.

Protocol

Deltakere

Seks ensidige, transtibial amputerte (5 menn, en kvinne; alder = 46 ± 16 år, masse = 104,7 ± 9,7 kg, høyde = 1.75 ± 0.08 m) deltok i denne studien. Fem av seks amputerte hadde amputasjoner på grunn av traumatiske skader med den andre på grunn av medfødt skjelettsykdommer. Alle amputerte brukt en lås og pin typen bæresystem for protesehylsen grensesnitt og en dynamisk elastisk respons protesefoten (3 College Park, 2 Flex-fot, og en Genesis II). Deltaker rekruttering fokusert på amputerte som var fullt oppegående, hadde brukt en lavere lem protese i minst ett år, og opprettholdt en viss grad av fysisk aktivitet, enten i deres yrkesmessige eller daglige aktiviteter. Protokollen ble godkjent av universitetets Institutional Review Board, og informert samtykke ble innhentet fra hver deltaker før deltakelse.

Overground Walking Trials

En tre-segment (lår, skaft og fot) sagittalplan inverse dynamikk modellen ble brukt til å beregne resulterende felles krefter og momenter i hofte, kne og ankel. Segment treghet egenskaper for intakte kroppen segmenter ble estimert basert på regresjonsligninger fra de Leva åtte. Treghets egenskaper av protesen og stumpen ble målt direkte og fordelt mellom protese skaft og fot (se trinnvis protokollen nedenfor). En enkelt faktor MANOVA med gjentatte tiltak ble brukt til å bestemme effekten av protese treghet estimater, enten direkte tiltak eller ved hjelp av beregninger av intakt segment, på peak resulterende felles krefter og momenter under holdning og swing. Gitt at resulterende felles beredskapsstyrke og øyeblikk profiler var lik blant alle deltakerne, ble en algoritme skrevet i MATLAB (Mathworks, Natick, MA) å fokusere på bestemte vinduer i gangart syklus å identifisere hver av de enkelte peak quantittallet (Se% gangart syklus i tabell 2). En Bonferroni justering konfidensintervallene ble gjort basert på antall avhengige variabler. Betydning forskjeller ble vurdert til p <0,05.

Beskrivelse av Oscillation og Reaction Board Systems

Pendlings system som brukes til å måle de treghets egenskapene til en protese omfatter en ytre bur eller bærekonstruksjon er laget av 80/20 av aluminium, en indre aluminium bur som er regulerbar, og en infrarød fotocelle (se figur 1A). Det indre bur er opphengt i det ytre bur med en aksel som passerer gjennom to lav friksjon presspasning lagrene. For å imøtekomme ulike protesestørrelser indre buret kan forkortes eller forlenges med ca 15 cm (eller 6 inches). I tillegg er den indre buret også to justerbare plater som brukes til å sørge for et sikkert feste av protesen inne i buret. En plate med en settskrue er brukend for å sikre at svingninger av den indre buret har mindre enn 5 ° av amplitude, slik at overslag kan være basert på ligningene for enkel harmonisk bevegelse. Fotocellen er koblet direkte til en teller på en datainnsamlingskort i datamaskinen for å spille inn hver TTL-puls som buret passerer foran fotocellen. En LabView Virtual Instrument (VI) programmet brukes til å samle inn og behandle TTL pulser. Det indre bur av oscillasjonen system (figur 1A) blir brukt som reaksjonsplatesystem (figur 2) i kombinasjon med en skala med område opptil 10 kg og følsomhet til nærmeste 1 gram og to knivegger som brukes for å støtte den indre bur Under reaksjonen styremålinger. Teknikken for å tallfeste treghet egenskapene til en under-kne protese innebærer tre hovedtrinn: 1) Oscillation og Reaction Board Protocol, 2) matematiske ligninger for å estimere Prosthesis Inertia, og 3) Fordeling Prosthesis Inertia inn Foot og Shank Seg menter.

Figur 1
Figur 1. A) Bilde av svingningen stativet brukes for å måle perioden av oscillasjon. Legg merke til at det er en ytre støttekonstruksjon som forblir stasjonært som den indre bur, hvori protesen er festet, svinger frem og tilbake foran en fotocelle som brukes for timing. B) nærbilde av svingningen akse som også viser settskruen benyttes for å angi svinging amplituder til mindre enn 5 °. C) nærbilde av fotocelle og den distale ende av det indre bur for å illustrere de justerbare endeplatene. Legg merke til at for å redusere vekten av det indre bur vi brukte tynn aluminium og fjernes overskytende aluminium uten at det går på bekostning av styrken av strukturen.

ighres.jpg "/>
Figur 2. Reaksjonsbrett skjematisk av den justerbare aluminiumsramme (dvs. indre bur) fjernet fra den ytre bærekonstruksjon for svingning system som illustrerer reaksjonsbrett oppsettet som brukes for estimering av systemets tyngdepunkt. Legg merke til at to akser (aka, knivegger ) blir brukt for å støtte den indre bur; en på den venstre (distal) kant av buret og den andre (proksimale) plassert over toppen av skalaen. Avstanden mellom disse to bærende akser representerer lengden av reaksjonsbrettet. Pendlingsakse kommer ut på siden.

En. Treghet måle Protocol

  1. I første omgang har amputert sitte i en stol der benprotesen kan komfortabelt løftes av setet, slik at personen kan utføre en rekke kne fleksjon og ekstensjon handlinger som kneet rotasjonssenter (COR) er identifisert.
  2. Når kneet COR er identifisert (det kan være nyttig å plassere en liten kakece tape på COR), har amputert stå og måle følgende.
    1. Mål avstanden fra toppen (kant) av protesen til kneet COR; hvis kneet COR sitter dårligere leppe av protesen denne verdien skal registreres som en negativ verdi.
    2. Mål avstanden mellom kneet og ankelen COR COR. Denne ankel COR antas å være i en tilsvarende beliggenhet som for det intakte ankelen.
  3. Med protesen og den underliggende hylse fjernes, kan flere målinger av den gjenværende lem ved hjelp av et fleksibelt målebånd. Bruk av disse målingene for å estimere de treghetsegenskaper stumpen basert på modellering av stumpen som avkortet kjegle av en rett sirkulær kjegle 6,21 og antar en ensartet vev densitet på 1,1 g ∙ cm -3 13.
    1. Mål den proksimale omkretsen av stumpen. Denne omkrets skal måles som den største omkrets i nærheten av kneleddet (<em> f.eks, vanligvis omtrent to fingerbredder fra kneleddet).
    2. Mål den distale omkretsen av stumpen. Denne omkrets skal måles på den siste sitteknuten på den distale ende av stumpen.
    3. Måle lengden på stumpen som avstanden fra fibular hodet til mest distale del av den gjenværende lem.
  4. Fjern det indre buret fra oscillasjonen stativet ved å fjerne akselen. Sett amputert sin liner og noen ply amputasjons bruker for øyeblikket inne i kontakten på protesen. Så sikkert posisjonere protese med skoen likevel on inne i den indre svingning buret (figur 1). I dette system to justerbare plater gli horisontalt, og når de er strammet på plass feste toppen av protesen inne i buret. Til foten av protesen bruke en borrelås for å feste den på distal plate av buret.
  5. Omplassere indre bur innenfor pendling rack. Secure akselen og sørge for at suspensjons arm av den indre buret passer med festeskruen som vil angi vinkelen for pendling til mindre enn 5 °.
  6. Samle tre svingningsforsøk med protesen posisjonert i det indre bur. Perioden for pendling vil representere den tiden det tar å fullføre en hel svingning med den indre bur svingende under sin egen vekt, og påvirkes bare av tyngdekraften. For å begynne en svingning rettssaken trekke den indre buret tilbake til den treffer festeskruen og deretter flytte den fremover til plass mellom festeskruen og indre buret er synlig. Spill den gjennomsnittlige tiden for en komplett syklus av pendling for hvert forsøk.
  7. Før skiftende til reaksjonsstyre målinger, måle og registrere de følgende dimensjoner av den indre bur med protesen fremdeles festet i stativet ved hjelp av digitalmålepunkter eller et fleksibelt målebåndet. Disse tiltakene vil bli brukt hvis de indre bur konfigurasjonsendringer ved fjerning av protese i trinn 1,9 ogogså under estimering av treghetsegenskapene til systemet. Disse målingene er lettere å ta med det indre bur plassert horisontalt og hviler på knivegger for reaksjonsbrett test.
    1. Mål avstanden mellom de øvre justerbare platen og den faste tverrbjelke på toppen av det indre bur.
    2. Mål avstanden mellom den nederste justerbare platen og den faste tverrbjelke på toppen av det indre bur.
    3. Mål avstanden mellom den nederste justerbare platen og den faste tverrbjelke på bunnen av det indre bur.
    4. Måle lengden av reaksjonsbrett; dette er avstanden mellom stedene for de to knivegger som vil bli brukt som støtte under reaksjonen brettet test.
  8. Plasser stativet og protese i reaksjonen bord oppsett. Sørg skalaen leser null på dette punktet. Plasser den ene ende av det indre bur over skalaen, og plassere kniveggen på bunnen i inner bur, slik at det ikke er noen spenninger skapt mellom de to knivegger og det indre buret er i vater. Løft skala-end flere ganger og sett den tilbake ned på skalaen. Når en konsistent lesning fra skalaen er oppnådd, ta opp denne verdien.
  9. Fjern protesen fra det indre bur. Ved den øverste og / eller nederste platene måtte flyttes for å fjerne protesen, returnerer platene til sin opprinnelige stilling ved hjelp av dimensjonene målt i trinn 1.7. Når bur dimensjoner er hva de var med protesen i buret, gjenta trinn 1,8 til å registrere reaksjonen styret lesing for bare buret.
  10. Fjern skoen fra protese og måle massen av skoen, etterfulgt av massen av protesen, uten at skoen.
  11. Ta flere målinger av protesen.
    1. Mål avstanden mellom COR i ankel og plantar overflate av foten.
    2. Måle lengden av protesefoten uten skoen.
    3. Plasser skoen tilbake på prosthesis og måle avstanden fra ankelen COR til sålen på skoen og lengden av foten med skoen på.
  12. Omplassere indre bur innenfor pendling stativet å sørge for at den svarte hjørnet med refleksbånd er nærmest fotocelle. Fest aksen og sørg suspensjons arm av den indre buret passer med festeskruen som vil angi vinkelen for pendling til mindre enn 5 °. Samle 10 svinging studier, der denne gangen bare den første svingning periode på hvert forsøk vil bli registrert. Merk: Se vedlegg A for forklaring om hvorfor vi bare bruker den første pendling perioden da den indre buret er svingte av seg selv uten protesen.

2. Matematiske ligninger for å estimere Prosthesis Inertia

  1. Juster kroppsmasse å ta hensyn til den reduserte masse av protese før beregning av intakt segment treghetsegenskaper ved hjelp av følgende ligning:
    hvor ABM er den justerte kroppsmasse, er MBM den målte kroppsmassen med protesen, er M fordeler massen av protesen, er M residual massen av stumpen (anatomiske strukturer under kneet som forblir etter amputasjonen), og c (0.057 for menn, 0.061 for kvinner) er prosent av ABM regnskapsføres etter intakt skaftet og foten åtte.
  2. Estimer de treghetsegenskaper i låret, skaft og fot av det intakte benet, og lår av benprotesen basert på ABM og deres respektive segmentlengder 8.
  3. Protesen massesenter-posisjon er først uttrykkes i forhold til referanseaksen (Fig. 2):
    CM pros_ax = (Lrxn * (R proffene + ramme - R ramme)) / m proffene (2)
    hvor Lrxn representerer avstanden mellom støttepunktene, representerer R proffene + ramme skalaen lesing i protese-og aluminiumsramme sammen, representerer R en ramme på skalaen for rammen bare, og m pros representerer massen av protesen.
  4. På grunnlag av avstanden mellom vibrasjons-og referanseakser (Losc_ref) massesenteret plassering av protesen er uttrykt i forhold til de oscilla-akse:
    CM pros_osc = Losc_ref - CM pros_ax (3)
    Dette er nødvendig i de påfølgende beregningene av treghetsmomentet av protesen i forhold til denne svingning akse.
  5. Til slutt blir midten av massen sted uttrykt i forhold til den proksimale enden av protesehylsen basert på avstanden mellom de oscilla-aksen og den øverste regulerbar endeplate (d_plate):
    CM pros_prox = CM pros_osc - d_plate (4)
  6. Beregn treghetsmoment for hver tilstand (bur alene og bur + protese):
    977eq5.jpg "/> (5)
    hvor I aksen er treghetsmoment i forhold til de oscilla-aksen, er τ den gjennomsnittlige perioden av en svingning, m er massen av systemet, er g akselerasjonen på grunn av tyngdekraften, og d er avstanden mellom de oscilla-aksen og den massesenteret for systemet. Den treghetsmoment av protesen i forhold til de svingningsaksen er beregnet som differansen mellom I aksen for buret alene og I aksen for buret pluss protesen. Den parallelle akser teoremet blir så brukt for å uttrykke den treghetsmoment av protesen om en tverrgående akse gjennom kneleddet.
  7. Kombiner de treghets egenskapene til den gjenværende lem og protese for å bestemme den kombinerte masse, massesenter stilling i forhold til kneet, og ved hjelp av den parallelle aksen teorem uttrykke treghetsmomentet for systemet om en tverrgående akse gjennom den kombinerte massesenter plassering .

Tre. DistribuereProsthesis Inertia inn Foot og Shank Segmenter

Å fordele treghet egenskaper protesen og stumpen i en fot (protesefoten bare) og skaft segmentet (protesehylsen, pylon, og stumpen) for inverse dynamikk modellering segment treghet egenskaper ble bestemt basert på data fra en demontert protese. Den totale masse av de demonterte protese var 2,126 kg, med en sokkel massen (inkludert pylon masse) av 1,406 kg og en fot masse av 0,72 kg. Således ble 66% av totalprotese massen fordeles til protesehylsen og 34% ble fordelt til foten. En sensitivitetsanalyse ble utført for å bestemme hvilken effekt dette hadde på den beregnede treghetsmoment av protesen om kneleddet. Denne analysen var basert på eksperimentelle målinger av treghet egenskapene til seks under kneproteser fra Mattes et al. 21 (data ble innhentet via personlig kommunikasjon med forfatterne). Når proffenetese skaft og fot massene ble bestemt basert på de Leva 8 (fot = 24%; skaft = 76% av totalprotese masse), er den totale treghetsmoment av protesen om kneleddet ble under med ca 5% i forhold til den faktiske eksperimentell verdi estimert basert på en svingning teknikk. Ved å bruke prosentsatser basert på den demonterte protese for foten (34%), og skaftet (66%) masser, ble det totale treghetsmoment om kneleddet overvurderes med omtrent 2% i forhold til den eksperimentelle måle.

  1. Fordel protese masse mellom protesefoten (34%) og hylsen (66%) segmenter basert på målinger av et løst protese.
  2. COM plasseringen av protesefoten ble fastsatt basert på regresjonsligninger for en intakt foten åtte. Dette trinnet var basert på resultatene av sensitivitetsanalyser fra Miller 25 og Czerniecki et al 24. Miller 25 anslått resulterende felles øyeblikk på knee ved hjelp av: a) direkte målinger av protesen treghetsegenskaper, og b) ved hjelp av protesetreghetsegenskaper svis fra regresjoner ligninger for en intakt skaft og fot. Den gjennomsnittlige forskjellen mellom kne øyeblikk profiler for de to ulike metoder og for to fag var ca 3 nm. Denne gjennomsnittlige forskjell i størrelse utgjorde mindre enn 2% av topp kneet øyeblikk under slagstilling. Czerniecki et al. 24 demontert flere under-kneproteser og balansert protesefoten på en knivsegg for å bestemme sin COM plassering. Når de sammenlignet disse resultatene til estimater basert på regresjonsligninger for en intakt foten, fant de at det var liten forskjell mellom de to estimatene.
  3. MOI av protesefoten om en tverrakse om dens COM bestemmes ved hjelp av de Leva største 8 regresjoner for en intakt foten og beregnet fot masse fra trinn 1. MOI av foten kommer også til uttrykk i forhold til kneleddet using parallell akse teoremet.
    (6)
    (7)
  4. COM plassering av protesehylse (CMpros_sock) ble bestemt ved å kombinere et estimat av COM stilling for hele protesen (CMpros_limb, ikke inkludert stumpen treghetsegenskaper), erholdt med et reaksjonsbrett teknikk, og det tilordnede COM plassering av protese fot i forhold til kneleddet (CMpros_ft) fra trinn 3.2. Den CMpros_sock ble tvunget til å ligge på en rett linje mellom kneet og ankelen, og ble bestemt som:
    (8)
  5. MOI av protesefoten rundt en akse om kneleddet ble subtrahert fra de eksperimentelle målinger for MOI av hele protese om kneleddet (Iknee_limb) for å bestemme MOI på bare protesehylsenom kneleddet (Iknee_sock). Den parallelle akser teoremet ble deretter anvendt for å uttrykke MOI av protesehylsen om en akse gjennom dens COM (Icm_sock).
    (9)
    (10)
  6. De treghetsegenskaper stumpen (anatomiske strukturer rester under kneet etter amputasjon) ble kombinert med treghetsegenskapene til protesestammen, som ble benyttet som de treghetsegenskapene til stammen segment på protese side i inverse dynamikk-modellen.
    (11)
    (12)
    (13)
    (14)

    Tekst

Representative Results

Treghets egenskaper av benprotesen distalt for kneet var lavere enn for det intakte benet (tabell 1). I snitt, deltakere, proteseside massen var 39% mindre treghetsmoment om en tverrgående akse gjennom kneet var 52% mindre, og senteret av massen stedet var 24% nærmere kneet sammenlignet med verdiene for det intakte benet.

Subject Intakt * Masse (kg) Pros † Mass (kg) Est. Mass forskjell (kg) ‡ Iknee intakt (kg · m 2) Iknee proffene (kg · m 2) Intakt CM under kneleddet (m) Pros cm under kneleddet (m)
A 6,03 4,27 1,76 0,604 0.325 0.268 0.215
B 6.07 3,39 2,68 0.400 0.196 0.215 0.177
C 5,80 3.12 2,68 0.575 0.194 0.264 0.198
D 5,72 3,17 2,55 0.559 0.317 0.265 0.191
E 7.14 4,65 2,49 0,742 0.325 0.276 0.200
F 6.23 4,22 2,01 0.585 0.287 0.260 0.192
Mean ± STD 6.17 ± 0.51 3.80 ± 0.66 2.36 ± 0.38 0,578 ± 0,109 0.274 ± 0.063 0.258 &# 177; 0.022 0.196 ± 0.013

* Intakt refererer til verdier for den kombinerte intakt skaftet og foten.
† Pros refererer til verdier for den kombinerte protese og stumpen.
‡ Treghetsmoment om en tverrgående akse gjennom kneet.

Tabell 1. Sammenligning av treghet egenskaper mellom protese og intakte lemmer fra kneet og ned.

Resulterende felles krefter (figur 3) og øyeblikk (figur 4) på ankel, kne, og hofte ble påvirket av treghet parametrene som brukes i invers dynamikk modell. Spesielt ble leddkinematikk redusert under swing innvielsen (~ 65% av gangart syklus) og swing terminering (~ 95% av gangart syklus) når ble brukt direkte tiltak av protese treghet i inverse dynamikk vurderingene sammenlignet med regresjoner basert på intakt anatomi ( figurene 3 og 4). Under slagstilling, ble det observert en rekke statistiske forskjeller. Den største effektstørrelse for noen forskjell under holdning ble observert for hip anterioposterior resulterende felles styrke (ES = 0,86). Selv om denne effekten størrelsen er stor og fortsatt anses som en del av holdning, skjedde toppverdien for dette tiltaket under terminal holdning (~ 52%), eller som lem ble overgangen til swing. Effektstørrelser for alle andre significant forskjeller observert under holdning varierte 0,01 til 0,41, noe som ville bli betraktet som små effekter med den største av disse verdiene blir observert i hip resulterende felles reaksjonsstyrker. Selv om signifikante forskjeller ble funnet under holdning, kan disse forskjellene når vurderes i forhold til størrelsen på forskjellen (dvs. effektstørrelser) lede en til å stille spørsmål ved meningen med disse forskjellene.

Figur 3
Figur 3. Resulterende felles reaksjonsstyrker i ankelen, kneet og hoften i anterioposterior (venstre panel) og vertikale retninger (høyre panel). Data ble i gjennomsnitt på tvers av fag for presentasjon. Den holdning fasen begynner på 0% av gangart syklus med foten kontakt og ender på ca 60% av gangart syklus med toe-off. Swing fortsetter til neste foten kontakt av than samme etappe på 100% av gangart syklus. Vennligst klikk her for å se en større versjon av dette tallet.

Figur 4
Figur 4 Resulterende felles øyeblikk om en tverrakse (aka, mediolateral akse) gjennom ankel, kne og hofter.. Data ble i gjennomsnitt på tvers av fag for presentasjon. Den holdning fasen begynner på 0% av gangart syklus med foten kontakt og ender på ca 60% av gangart syklus med toe-off. Sving fortsetter inntil den neste foten kontakt av det samme benet ved 100% av gangart syklus.

Tabell 2
Tabell 2. Peak resulterende felles reaksjonkrefter og momenter i gjennomsnitt på tvers av fag og statistiske sammenligninger mellom de to treghet modeller for leddkinematikk proteselagets Merknader:. Mean dataene blir presentert som gjennomsnitt (SD). % Gait Cycle kolonne representerer den gjennomsnittlige prosent tvers av fag der toppverdien oppstod for denne variabelen. P <0,05 ansett som signifikant.

Discussion

En svingning og reaksjon bord teknikk ble presentert for estimering av treghet egenskaper under-kneproteser. Dette systemet ble validert og vist seg å være pålitelig ved estimering treghet egenskapene til kjente geometriske faste stoffer (vedlegg A). Protese lem treghet egenskaper for en gruppe av ensidige, transtibial amputerte ble beregnet på to måter: a) ved direkte måling med pendling og reaksjon bord teknikker, og b) ved hjelp av standard prediksjon ligninger opprettet for intakte lemmer. De resulterende treghet eiendoms anslag for protese var vesentlig forskjellig for to tilnærminger. Denne forskjellen i treghets egenskaper resulterte i betydelig forskjellige estimater av leddkinematikk under gange, med større forskjeller blir observert under swing.

Selv om betydelige forskjeller i leddkinematikk skjedde under holdning ved hjelp av de to forskjellige treghetsparameter beregninger, disse forskjellene var ssenteret når de vurderer effektene størrelser for disse forskjellene, og i sammenligning med forskjeller observert under swing. I de fleste studier av menneskelig bevegelse, kan disse statistisk signifikante forskjeller i løpet holdning ikke ha en innvirkning på resultatene i studien. Bakkereaksjonsstyrker har en stor innflytelse på den samlede øyeblikk størrelsene på underekstremitetene leddene under holdning fase av gang. 17-19 Selv om det var signifikante forskjeller i de treghet parametre for begge modellene, var ikke nok til å overvinne betydningen av disse forskjellene bakkereaksjonsstyrke bidrag til den felles øyeblikk produksjon i løpet holdning. Miller 25 også tidligere antydet at treghet egenskapene til protese siden hadde liten effekt på størrelsene på underekstremitetene leddkinematikk under holdning fase av driften. Men Miller 25 bare tok hensyn til forskjellene i masse og tyngdepunkt plassering av lem når endre prosthetic lem sin treghet egenskaper for den inverse dynamikk modell. Forskjeller i treghetsmoment ble ikke regnskapsført i modellen, men det ble foreslått at selv om treghetsmoment ble doblet eller halvert det ville trolig ha liten effekt på omfanget av felles øyeblikk. Den Iα leddet i ligningen av bevegelse utgjorde mindre enn 3% av den totale felles øyeblikk på et gitt punkt i løpet av holdning fase av driften. I absolutte termer, ble den største endringen i moment magnitude for vår studie observert i hofteleddet øyeblikk på ~ 11% av gangart syklus der den gjennomsnittlige omfanget økningen var ~ 2 nm. Dette var om lag halvparten av omfanget økningen som ble observert av Miller 25 under holdning fase av driften. Våre resultater kombinert med de av Miller tyder på at direkte tiltak av protese treghet, herunder treghetsmoment, har bare en liten eller ubetydelig effekt på de felles øyeblikk størrelser på hofte og kne under stance fasen av gange eller løping.

Med hensyn til swing fase av gang, valg av treghet modellen har en betydelig innvirkning på størrelsene av underekstremitetene leddkinematikk. Under sving, er det ingen stor ytre kraft, slik som den første reaksjonskraften under slagstilling. Bevegelsen av lem er mye mer avhengig av tregheten i systemet, og interaksjonene mellom segmentene. Dette ble reflektert av de store forandringer i leddkinetiske magnitudes observert da de to treghets forskjellige modeller ble benyttet i det inverse dynamikk analyse. Bruke regresjonsligninger basert på intakt anatomi å modellere protese under swing, antydet at en større muskulær innsats var nødvendig enn når faktiske målte treghet egenskaper protesen ble brukt.

Teknikken er beskrevet i denne artikkelen for å direkte måle treghet egenskapene til en under-kne protese har flere begrensninger. Vi har beskrevet metoder ennd gjort treghet eiendomsmålinger i bena bare for sagittalplan analyser. Forbedringer i dette systemet inkluderer å skape et indre bur struktur som kan være opphengt fra tre forskjellige akser, slik at alle de tre hovedtreghetsmomenter kunne måles. I tillegg kan reaksjonsbrett teknikk brukes for alle tre plan for å måle tredimensjonal plassering av protesen massesenter. En annen forbedring som kan gjøre de estimater av stumpen massen litt mer nøyaktig ville være å bruke en volumetrisk vurdering som er beskrevet av Czerniecki og kolleger 24, hvor den gjenværende lem er suspendert i en sylinder av vann for å beregne volumet, mens en ensartet vev tetthet er anvendt for å estimere lem masse. I tillegg, i stedet for å bruke en antatt prosent å fordele totalprotese masse mellom protesehylsen og fot, hver protese kan disarticulated ved ankelen, slik at hver komponent kan være weighed uavhengig. En annen begrensning av vår teknikk er at det krever litt ekstra tid under en eksperimentell økt. Generelt, vil ved hjelp av vår teknikk for å direkte måle protesen treghet sannsynlig legge 30 min til den totale tiden som er nødvendig for en datainnsamling økt.

På grunn av vårt lille utvalg av under-kne proteser med lignende design (dvs. lås og pin suspensjoner og dynamisk elastisk respons protese fot), utviklings definitive anbefalinger for beregning treghet egenskaper under kne protese lemmer som enkle prosenter av intakte lem treghet egenskaper er problematisk . Likevel, ved å kombinere våre resultater med treghet estimater for under-kneproteser fra andre studier 20,21,23 og sammenligne disse resultatene å treghet anslag for intakte lemmer, noen konsistente trender bli tydelig. Sammenlignet med det intakte benet, er massen av protesesidegående 30 til 40% mindre, er COM plassering 25-35% closer til kneleddet, og MOI er 50-60% mindre om en tverrgående akse gjennom kneleddet.

I konklusjonen, vil bruk av regresjonsanalyse ligninger for en intakt skaft og fot for å modellere treghet egenskapene til en under-kne protese påvirke størrelsen på de felles kinetiske estimater under swing, men vil bare ha en liten eller minimal innvirkning på disse størrelsene under holdning. Derfor, for forskere å fokusere bare på holdning fase av bevegelse ved hjelp av treghet egenskaper intakt lemmer for å modellere protese side vil trolig ikke endre konklusjonene i studien. Men for de som er interessert i swing fase kinetikk, direkte tiltak av protesen treghet egenskaper bør vurderes for å unngå fordreier den sanne dynamikken i benprotesen swing.

Vedlegg A

Pålitelighet og gyldighet Moment of Inertia og Center of Mass Beregninger

For å vurdere påliteligheten og validity av de eksperimentelle målinger av protesen treghetsmoment og massesenter sted, ble to enkle forsøk utført. I det første eksperimentet, ble treghetsmomenter og sentrum av masse steder av fire gjenstander eksperimentelt anslått i tre separate studier. De fire gjenstander var: 1) 9 x 9 x 61 cm blokk av behandlet trevirke (masse = 2,8 kg), 2) 9 x 9 x 64 cm blokk av ubehandlet trevirke (masse = 2,5 kg), 3) 7 x 9 x 65 cm blokk av ubehandlet trevirke (masse = 1,8 kg), og 4) 61 cm langt stykke av PVC-rør med og innvendig diameter på 8 cm og en utvendig diameter på 9 cm (masse = 0,8 kg). En oscillasjon teknikk 12 ble brukt til å beregne hvert objekts treghetsmoment om en tverrgående akse gjennom sentrum masse. Når et objekt svinger om en fast akse, for svingning av (τ) av objektet er proporsjonal med objektets treghetsmoment om den faste akse. Dersom oscillasjonen amplitude er mindre enn 5 ° i forhold til en nøytral posisjon,treghetsmoment av objektet kan estimeres basert på bevegelsene til en enkel pendel:

Ligning A1 (A.1)

hvor I aksen er treghetsmoment i forhold til de oscilla-aksen, m er massen av systemet, er g akselerasjonen på grunn av tyngdekraften, og d er avstanden mellom svingningsaksen og senteret av massen i systemet.

En reaksjonsbrett teknikk ble anvendt for å beregne hver objektets tyngdepunkt sted. Statisk likevekt ble antatt (Σ øyeblikk = 0) og det øyeblikk som er produsert av vekten av objektet, ble vekten av rammen, og reaksjonskraften summert om en fast referanseakse. Treghetsmoment og massesenter plasseringen av hvert objekt ble også beregnet basert på enkle geometriske ligninger. Våre eksperimentelle tiltak ble sammenlignet med disse geometriske estimations å vurdere gyldigheten. Pålitelighet av våre estimater for tyngdepunkt plassering og treghetsmoment ble vurdert ved hjelp av to (en for COM estimering og en for MOI estimering), enkelt faktor generell lineær modell ANOVAs, med tre gjentatt tiltak som gjenspeiler de tre studiene. Intraclass korrelasjonskoeffisienter (ICCS) ble også beregnet til å bestemme repeterbarhet av våre estimater.

I et andre eksperiment, vurderte vi påliteligheten av vår periode av oscillasjonen (τ) måling. τ ble målt i 10 sammenhengende studier med bare aluminiumsramme suspendert fra svingning aksen og 10 påfølgende forsøk med en trekloss (masse = 2,8 kg, mål = 9 x 9 x 61 cm) festet i aluminiumsramme og begge suspendert fra svingning akse. Under hvert forsøk, ble τ målt for 10 påfølgende svingninger ved hjelp av en fotocelle som utgangsspenning varierte basert på reflektert lys intensitet. Pålitelighet av vår måling for τ var enssessed med fire, enkelt faktor generell lineær modell ANOVAs, med 10 gjentatte tiltak. To (en for frame bare prøvelser og ett for frame + blokkere forsøk) ANOVAs ble brukt til å avgjøre om τ skilte mellom påfølgende svingninger (dvs. datamatrise ble satt opp slik at faktoren var påfølgende perioder på pendling innenfor en bestemt prøvetid). Da data matriser ble rotert 90 grader slik at den faktoren var sammenhengende studier og to flere ANOVAs ble brukt til å avgjøre om τ skilte seg over påfølgende studier. Intra korrelasjonskoeffisientene (ICC-verdiene) ble også beregnet for å bestemme repeterbarhet av våre målinger.

Resultater av Experiment 1 - The Four objekter

Hvert objekt er treghetsmoment om en tverrgående akse gjennom dens tyngdepunkt (I_obj_cm) ble konsekvent overestimert (ved ~ 5% for treklosser, og ved ~ 12% for PVC-rør) i forhold til de beregninger basert på hver objectR17, s masse og geometri (Iz) (tabell 3). Våre beregninger, men var svært pålitelig. Det var ingen forskjell i gjennomsnittlig treghetsmomentet (F 2,6 = 0,154, p = 0,861) for de fire objekter på tvers av de tre forsøkene. I tillegg ICC-verdiene viser at forsøk på tvers vår treghetsmoment estimering var svært repeterbare (ICC = 1,00). Derfor, selv om vår estimering tendens til å overvurdere objektets treghetsmoment i forhold til geometriske estimat våre beregninger var pålitelig.

Vår massesenter plassering estimering ved bruk av et reaksjonsbrett teknikk var i samsvar med beregninger basert på forutsatt ensartet tetthet og en geometrisk modell. Forskjellene var mindre enn 1%. Det var ingen forskjell i midlere massesenter plassering (F 2,6 = 1,126, p = 0,384) for de fire objekter på tvers av de tre forsøkene. I tillegg ICC-verdiene viser at forsøk på tvers senteret av massen estimering var svært repeterbare (ICC> 0,99). Såledesvårt senter for masseberegning var gyldig og pålitelig.

Tabell 3
.. Tabell 3. Vår eksperimentelle beregninger av treghetsmomenter og sentrum av masse steder for de fire stedene i forhold til beregninger basert på massen og geometrien av hvert objekt Klikk her for å få et større bilde av bordet. Variable definisjoner: mframe = massen av aluminiumsramme; mobject = massen til objektet; t_frame = periode med pendling av rammen bare; periode av svingningen ble bestemt som gjennomsnittet av 10 etterfølgende svingninger og på tvers av tre påfølgende forsøk. t_object = periode med pendling av ramme og objekt sammen; bestemmes på samme måte som t_frame; I_Frame_osc = I av rammen i forhold til de oscilla-aksen;I_Frame_obj_osc = I i rammen pluss objektet i forhold til de oscilla-aksen; I_obj_osc = I av objektet i forhold til de oscilla-aksen; I_obj_cm = I av gjenstanden om en akse gjennom objektets massesentrum; Iz = Teoretisk prediksjon av jeg om objektets CM hjelp av følgende geometriske prediksjon ligninger:
PVC: ; hvor R var ytre radius, r var indre radius, og h var lengde
Wood: ; der a er lengden og b er bredden Geometriske CM plassering ble spådd som 50% av objektet lengde.

Resultater av Experiment 2 - Periode Oscillation (τ) Assessment

Når aluminiumsramme alene ble suspendert fra de oscilla-akse og svinges, τ gjennomført og systematisk redusert (F 9,81 = 123,25, p <0,001) over det første 10 oscillerendesjoner med ca 6 msek i alle 10 svinging studier (figur 5, venstre panel). Across studiene var gjennomsnittlig periode med pendling også funnet å avvike signifikant (F 9,81 = 13,97, p <0,001) når bare rammen ble svingte. Imidlertid ICC-verdiene viser at innenfor et gitt prøve den systematiske reduksjon i τ i løpet av de første 10 oscillasjoner var repeterbare (ICC = 0,99). Når rammen og trekloss (m = 2797 g) ble svingte sammen, gjorde τ ikke endres i løpet av de første 10 svingninger (F 9,81 = 3,031, p = 0,116) og de ​​slemme τ over 10 påfølgende studier var ikke signifikant forskjellig ( F 9,81 = 3,533, p = 0,093) (Figur 5, høyre panel). ICC-verdiene for ramme pluss objekt studier tyder på at innen en bestemt prøvetid τ er ikke repeterbare fra pendling til oscillasjon (ICC = 0,17). Disse data antyder at for rammen bare forsøk τ er bedre beregnet som et gjennomsnitt av de første svingning på tvers av en serie av tri als og at når et objekt med egenskaper som ligner på de av en under-kne protese oscilleres, er τ bedre beregnet som gjennomsnittet over påfølgende svingninger og på tvers av en rekke prøvelser.

Figur 5
Figur 5. Periode oscillasjon målt for (A) aluminiumsramme bare og (B) en ramme og trekloss (blokk masse = 2,8 kg, blokkdimensjoner = 9 x 9 x 61 cm). Viser Hvert panel 10 separate forsøk med den første 10 svingninger av hvert forsøk vises. Med bare rammen suspendert fra pendling aksen (venstre panel), τ systematisk redusert i løpet av de første 10 svingninger. Imidlertid, når en trekloss ble tilsatt til rammen, τ ikke systematisk varierer på tvers av de første 10 oscillasjoner (høyre panel).

Følsomhet av Moment of Inertia til Periode Oscillation

t "> Fordi resultatene fra eksperimentet en foreslå våre beregninger av et objekts treghetsmoment er konsekvent overvurderte og resultater fra forsøk 2 tyder på at τ av rammen reduseres i løpet av de første 10 svingninger, utførte vi en sensitivitetsanalyse for å finne den beste metoden for å kvantifisere . τ for frame bare prøvelser og ramme pluss objekt studier (Tabell 4) τ er direkte proporsjonal med treghetsmoment av et objekt:

Ligning A2 (A.2)

hvor I aksen er treghetsmoment i forhold til de oscilla-aksen, m er massen av systemet, er g akselerasjonen på grunn av tyngdekraften, og d er avstanden mellom svingningsaksen og senteret av massen i systemet. Derfor, hvis τ synker, da det gjør jeg aksen fordi m, g, og d er konstanter innenfor et gitt prøve. Siden vi estimerermate treghetsmomentet av en gjenstand som:

Jeg obj = jeg obj + ramme - Hvis Rame (A.3)

underslår treghetsmoment av rammen (I rammen) vil produsere en større treghetsmoment estimat for objektet (jeg obj), som er konsistent med våre beregninger i eksperiment 1. Figur 6 viser τ fra eksperiment 1 for både rammen bare prøvelser og ramme pluss objekt prøvelser for det letteste objektet og tyngste objekt. Denne figuren viser at for tyngre gjenstander (f.eks, under kneet protese) det ikke er noen tydelig reduksjon i τ løpet av de første 10 oscillasjoner, men for lettere gjenstander er det en viss systematisk reduksjon i τ.

Tabell 4
Tabell 4 Sammenligning av.fire forskjellige metoder for å bestemme perioden for pendling. Gjenstanden brukt i denne analysen ble 9 x 9 x 61 cm blokk av behandlet trevirke. Tilstand C produserte det beste estimatet av objektets treghetsmoment i forhold til en alternativ teoretisk beregning basert på objektets masse og geometri. Klikk her for å få et større bilde av bordet. Merknader: Variable definisjoner er den samme som Tabell 3 tilstand. A: t_frame og t_object ble beregnet som gjennomsnittet periode med pendling av 10 påfølgende svingninger over tre studier tilstand B:. ble t_frame og t_object beregnet som gjennomsnittet av den første perioden av pendling på tvers av tre separate studier Tilstand C:. t_frame ble bestemt som i tilstand B; t_object ble bestemt som i tilstand A. Tilstand D: t_frame ble bestemt som iTilstand A; t_object ble bestemt som i Tilstand B.

Figur 6
Figur 6. Perioder med pendling for de tyngste og letteste stedene. Den venstre panelene vise de første 10 perioder med svinging av tre forsøk for rammen bare, og de ​​riktige panelene viser samme for rammen pluss objekt prøvelser. Som i forsøk 2, er det en systematisk reduksjon av τ i løpet av de første 10 oscillasjoner når bare en ramme oscilleres. Når den tunge gjenstand ble oscillert (m = 2,797 kg), var det ingen systematisk reduksjon i τ. Det ble imidlertid en liten nedgang i τ observert når lyset objekt (m = 0,716 kg) ble svingte. Typisk under-kne protese massen har blitt rapportert å variere 1,2 2,1 kg 20,21. Dermed, selv for de letteste vekt proteser, bør ikke τoppviser en betydelig reduksjon i løpet av de første 10 oscillasjoner.

Konklusjon

Når aluminiumsramme alene oscilleres, vil perioden for svingning bestemmes som gjennomsnittet av den første svingning fra 10 svingningsforsøk. Da rammen og protesen aluminium blir svinget, vil perioden for svingning bestemmes som gjennomsnittet av 30 svingninger (tre forsøk, 10 sammenhengende oscillasjoner i hvert forsøk).

Disclosures

Forfatterne hevder at de ikke har noen konkurrerende finansielle interesser.

Acknowledgments

Finansiering fra de amerikanske og internasjonale Societies of Biomechanics ble gitt for denne studien.

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.

DOWNLOAD MATERIALS LIST

References

  1. Chandler, R. F., Clauser, C. E., McConville, J. T., Reynolds, H. M., Young, S. W. Investigation of the inertial properties of the human body. Pamphlets DOT HS-801 430 and AMRL. , (1975).
  2. Clauser, C. E., McConville, J. T., Young, J. W. Weight, Volume, and Center of Mass of Segments of the Human Body. AMRL Technical Report. , 60-70 (1969).
  3. Dempster, W. Space requirements of the seated operator. , 55-159 (1955).
  4. Hinrichs, R. N., et al. Regression equations to predict segmental moments of inertia from anthropometric measurements: an extension of the data of Chandler et. J Biomech. 18, 621-624 (1985).
  5. Hinrichs, R. N., et al. Adjustments to the segment center of mass proportions of Clauser et al. J Biomech. 23, 949-951 (1990).
  6. Hanavan Jr, E. P. A mathematical model of the human body Amrl-Tr-64-102. AMRL Technical Report. 18, 1-149 (1964).
  7. Hatze, H. A mathematical model for the computational determination of parameter values of anthropomorphic segments. J Biomech. 13, 833-843 (1980).
  8. Leva, P. Adjustments to Zatsiorsky-Seluyanov's segment inertia parameters. J Biomech. 29, 1223-1230 (1996).
  9. Durkin, J. L., Dowling, J. J. Analysis of body segment parameter differences between four human populations and the estimation errors of four popular mathematical models. J Biomech Eng. 125, 515-522 (2003).
  10. Durkin, J. L., Dowling, J. J., Andrews, D. M. The measurement of body segment inertial parameters using dual energy X-ray absorptiometry. J Biomech. 35, 1575-1580 (2002).
  11. Jensen, R. K. Estimation of the biomechanical properties of three body types using a photogrammetric method. J Biomech. 11, 349-358 (1978).
  12. Martin, P. E., Mungiole, M., Marzke, M. W., Longhill, J. M. The use of magnetic resonance imaging for measuring segment inertial properties. J Biomech. 22, 367-376 (1989).
  13. Mungiole, M., Martin, P. E. Estimating segment inertial properties: comparison of magnetic resonance imaging with existing methods. J Biomech. 23, 1039-1046 (1990).
  14. Zatsiorsky, V. M., Seluyanov, V. N. The mass and inertia characteristics of the main segments of the human body. Biomechanics VIII-B. , 1152-1159 (1983).
  15. Zatsiorsky, V. M., Seluyanov, V. N. Biomechanics IX-B. Human Kinetics. , (1985).
  16. Challis, J. H. Precision of the Estimation of Human Limb Inertial Parameters. Journal of Applied Biomechanics. 15, 418-428 (1999).
  17. Challis, J. H. Accuracy of Human Limb Moment of Inertia Estimations and Their Influence on Resultant Joint Moments. Journal of Applied Biomechanics. 12, 517-530 (1996).
  18. Challis, J. H., Kerwin, D. G. Quantification of the uncertainties in resultant joint moments computed in a dynamic activity. J Sports Sci. 14, 219-231 (1996).
  19. Hunter, J. P., Marshall, R. N., McNair, P. J. Segment-interaction analysis of the stance limb in sprint running. J Biomech. 37, 1439-1446 (2004).
  20. Lin-Chan, S. J., et al. The effects of added prosthetic mass on physiologic responses and stride frequency during multiple speeds of walking in persons with transtibial amputation. Arch Phys Med Rehabil. 84, 1865-1871 (2003).
  21. Mattes, S. J., Martin, P. E., Royer, T. D. Walking symmetry and energy cost in persons with unilateral transtibial amputations: matching prosthetic and intact limb inertial properties. Arch Phys Med Rehabil. 81, 561-568 (2000).
  22. Smith, J. D., Martin, P. E. Short and longer term changes in amputee walking patterns due to increased prosthesis inertia. J Prosthet Orthot. 23, 114-123 (2011).
  23. Smith, J. D., Martin, P. E. Effects of prosthetic mass distribution on metabolic costs and walking symmetry. J Appl Biomech. 29, 317-328 (2013).
  24. Czerniecki, J. M., Gitter, A., Munro, C. Joint moment and muscle power output characteristics of below knee amputees during running: the influence of energy storing prosthetic feet. J Biomech. 24, 63-75 (1991).
  25. Miller, D. I. Resultant lower extremity joint moments in below-knee amputees during running stance. J Biomech. 20, 529-541 (1987).
  26. Vanicek, N., Strike, S., McNaughton, L., Polman, R. Gait patterns in transtibial amputee fallers vs. non-fallers: Biomechanical differences during level walking. Gait & Posture. 29, 415-420 (2009).
  27. Royer, T., Koenig, M. Joint loading and bone mineral density in persons with unilateral, trans-tibial amputation. Clin Biomech. 20, 1119-1125 (2005).
  28. Underwood, H. A., Tokuno, C. D., Eng, J. J. A comparison of two prosthetic feet on the multi-joint and multi-plane kinetic gait compensations in individuals with a unilateral trans-tibial amputation. Clin Biomech. 19, 609-616 (2004).
  29. Sjodahl, C., Jarnlo, G. B., Soderberg, B., Persson, B. M. Kinematic and kinetic gait analysis in the sagittal plane of trans-femoral amputees before and after special gait re-education. Prosthet Orthot Int. 26, 101-112 (2002).
  30. Bateni, H., Olney, S. Kinematic and kinetic variations of below-knee amputee gait. Journal of Prosthetics and Orthotics. 14, 2-12 (2002).
  31. Buckley, J. G. Biomechanical adaptations of transtibial amputee sprinting in athletes using dedicated prostheses. Clin Biomech. 15, 352-358 (2000).
  32. Yack, H. J., Nielsen, D. H., Shurr, D. G. Kinetic patterns during stair ascent in patients with transtibial amputations using three different prostheses. Journal of Prosthetics and Orthotics. 11, 57-62 (1999).

Tags

Bioteknologi protese treghet Amputert locomotion under-kne protese transtibial amputert
Vibrasjons-og Reaction Board teknikker for å estimere treghet Egenskaper til en Under-kne protese
Play Video
PDF DOI DOWNLOAD MATERIALS LIST

Cite this Article

Smith, J. D., Ferris, A. E., Heise,… More

Smith, J. D., Ferris, A. E., Heise, G. D., Hinrichs, R. N., Martin, P. E. Oscillation and Reaction Board Techniques for Estimating Inertial Properties of a Below-knee Prosthesis. J. Vis. Exp. (87), e50977, doi:10.3791/50977 (2014).

Less
Copy Citation Download Citation Reprints and Permissions
View Video

Get cutting-edge science videos from JoVE sent straight to your inbox every month.

Waiting X
Simple Hit Counter