Summary
Сегментные тела инерционные свойства необходимы для моделирования обратной динамики. Использование колебание и технику реакция доска, инерционные свойства ниже колена протезы были измерены. Использование прямых мер протеза инерции в модели обратной динамики протеза ноги привело к снижению величины полученных совместных сил и моментов.
Abstract
Целью данного исследования была двоякой: 1) продемонстрировать технику, которая может быть использована для непосредственной оценки инерционные свойства ниже колена протеза, и 2) противопоставить последствия предлагаемой техники и, что использования нетронутыми конечностей инерционные свойства о совместных кинетические оценки во время прогулки в односторонних, transtibial ампутированными конечностями. Колебаний и реакция доска системы была подтверждена и показано, чтобы быть надежным при измерении инерционные свойства известных геометрических твердых тел. Когда прямые измерения инерционными свойствами протеза были использованы в обратной динамики моделирования нижней конечности по сравнению с инерционными оценкам, основанным на неповрежденной хвостовиком и пешком, совместные кинетика в бедра и колена были значительно ниже в течение качели фазы ходьбы. Различия в совместных кинетики во время стояния, однако, были меньше, чем тем, которые наблюдаются во время разгаре. Таким образом, исследователи упором на качелях фазы ходьбе должны учитывать влияние prosthesявляется инерции оценки собственности на результаты исследования. Для позиции, либо один из двух инерциальных моделей, исследованных в нашем исследовании, скорее всего, приведет к аналогичным результатам с оценки воздействия на обратной динамики.
Introduction
Для количественной оценки результирующие совместные силы и моменты во время движения, обратная динамика модель системы интереса необходим при работе с эмпирическими данными. Для нижних конечностей биомеханики, обратные модели динамики обычно представляют ногу, нога, и бедра, как твердые тела. Вход для этих моделей приходят из трех основных источников: а) кинематики движения, б) взаимодействие сухопутных войск, и в) сегмент антропометрии и инерционные свойства. Данные движения собираются с различными системами анализа движения, но все системы существенно обеспечивают основные кинематику движения (положение, скорость и ускорение). Реакция опоры собраны с силой пластины и обеспечивают контактные силы, действующие на ногах. Антропометрические являются измерения, сделанные непосредственно из организма с помощью линейки, гибкие ленты, и / или суппорты. Эти антропометрические измерения используются для оценки инерционные свойства сегментов тела, используемых в обратной DynamiCS анализов. Инерционные свойства включают в себя массу, центр масс (COM) местоположения и момента инерции (МВД) в сегмента относительно оси, проходящей через сегмента COM или проксимального или дистального сустава. Методологии и оборудование, используемые для сбора движение и данные наземных силы реакции аналогичны среди исследовательских групп, но инерционные оценки сегментов тела может варьироваться в широких пределах среди исследователей в зависимости от метода исследователь выбирает для оценки этих инерционные свойства.
Различные методы, доступные для оценки инерционные свойства полностью нетронутыми сегмента человеческого тела включают в себя: 1) уравнения регрессии на основе трупных данных 1-5, 2) Методики математические модели (например, геометрические модели) 6,7, и 3) сканирования и обработки изображений 8-15. Многие из этих методов требует прямые измерения из организма, но это ранее было показано, что независимо от метода оценки используется, точность тела SEGMENT инерционные оценки, основанные на этих методов является высокая 16. Кроме того, было показано, что ошибки в оценках инерционных свойств интактных сегментов тела обладают минимальным влиянием на величинах полученных совместных моментов во время ходьбы 17,18. Совместные моменты влияют в большей степени наземными силами реакции, центра местах давления, момент длин плеч, и кинематики сегмента 17-19. Поэтому не удивительно, что методы оценки инерционные свойства сегментов тела отличаются друг от друга по литературе при использовании работоспособных людей, как участники исследования, учитывая, что небольшие ошибки в этих оценках, скорее всего, мало влияют на результаты исследования.
Многие из этих инерциальных оценкам для полной сохранности сегмента тела часто используются для оценки инерционные свойства протезов для нижних конечностей с ампутированными конечностями. Современные Протезы нижних конечностей изготовлены с использованием легких материалов resultiнг в протезах, которые намного легче, чем в конечностях, которые они заменяют. Это приводит к инерциальной асимметрии между протеза конечности и неповрежденной конечности. По сравнению с типичным неповрежденной хвостовиком и пешком, массе ниже колена протеза и культи примерно на 35% меньше и имеет центр масс расположен приблизительно 35% ближе к коленного сустава 20-23. Нижняя масса и более проксимального распределение массы протеза конечности также производит гораздо более низкий (~ 60%) момент инерции относительно коленного сустава для протеза конечности по сравнению с неповрежденной хвостовиком и пешком. Хотя исследователи 24,25 ранее предположил, что с помощью неповрежденных инерционные оценки для протеза конечности мало влияют на совместных кинетических оценкам, эти сравнения сосредоточены на полученных совместных моментов во время фазы опоры ходьба, где реакция наземные силы доминирует момент производится на совместное. Во разгаре, где реакция опоры нет,снижение инерционных свойств протеза, скорее всего, влияют на оценку полученных совместной моментов. Учитывая, что некоторые исследователи, например, 26-32 использовать неповрежденные свойства сегмент инерции представлять протезов инерционные свойства и другие, например, 21-23 оценка протезов инерционные свойства непосредственно, важно, чтобы понять влияние избранных методов оценки инерционные свойства протеза . Минимизация времени, необходимого для измерения инерционные свойства протеза была важным фактором в развитии нашей техники. В методике, представленной здесь протез остается в полной сохранности на все измерения, чтобы уменьшить время измерения и избежать дополнительных раз, связанных с встраиванием протез после измерения.
Таким образом, цель данного исследования была двоякой: 1) продемонстрировать технику, которая может быть использована непосредственно оценить инерционные свойства ABElow колена протез, и 2) противопоставить последствия предлагаемой техники и, что использования нетронутыми конечностей инерционные свойства на совместных кинетические оценки во время ходьбы в односторонних, transtibial ампутированными конечностями. Было высказано предположение, что совместные кинетические величины больше, когда инерционные свойства неповрежденной хвостовика и стопы используют в качестве инертной оценок для протеза по сравнению с непосредственным измерением протеза инерционными свойствами.
Protocol
Участники
Шесть односторонние, transtibial ампутированными конечностями (5 кобелей; 1 женщина; возраст = 46 ± 16 лет, масса = 104,7 ± 9,7 кг, высота = 1,75 ± 0,08 м) участвовали в этом исследовании. Пять из шести инвалиды имели ампутации из-за травматических повреждений с другой из-за врожденного заболевания костей. Все инвалиды используется замок и система подвески типа контактный для протеза интерфейса сокетов и динамический упругий отклик протез ноги (3 College Park, 2 Flex-ногу, и 1 Бытие II). Кадровое Участник сосредоточены на людей с ампутированными конечностями, которые были полностью амбулаторно, которые использовали более низкий протез конечности, по крайней мере один год, и поддерживается некоторую степень физической активности или в их профессиональной или повседневной деятельности. Протокол был одобрен этическими комитетами университета, и было получено информированное согласие от каждого участника до участия.
Наземные Прогулки испытания
Три-сегмент (бедро, голень и стопа) сагиттальной плоскости обратная динамика модель была использована для оценки результирующих совместные силы и моменты на бедра, колена и лодыжки. Сегмент инерционные свойства для неповрежденных сегментов тела были оценены на основе уравнений регрессии с де Лева 8. Инерционные свойства протеза и культи были измерены непосредственно и распределяется между протеза голени и стопы (см. шаг за шагом протокола ниже). Один фактор MANOVA с повторными измерениями был использован для определения эффекта оценкам протез инерции, либо прямых мер или с использованием оценок неповрежденной сегменте, в пиковые полученных совместных сил и моментов во время стояния и качели. Учитывая, что результирующие реакции сустава сила и момент профили были подобны среди всех участников, алгоритм был написан в MATLAB (Mathworks, Natick, MA) сосредоточить внимание на конкретных окон внутри цикла ходьбы идентифицировать каждой из отдельных пика Quantitх годов (см.% походки цикл в таблице 2). Было сделано регулировка Бонферрони в доверительных интервалов на основе количества зависимых переменных. Значимость различия считались при р <0,05.
Описание колебание и реакции бортовых систем
Система колебаний используется для измерения инерционные свойства протеза включает в себя наружную клетку или опорную конструкцию, изготовленную из 80/20 алюминия, внутренней алюминиевой клетке, которая регулируется и инфракрасной фотоэлемента (см. рисунок 1А). Внутренний каркас подвешен к внешнему водилу с осью, проходящей через две подшипников прессовой посадки низким коэффициентом трения. Чтобы разместить разного размера протезы внутренний каркас может быть сокращен или удлинить примерно на 15 см (или 6 дюймов). Кроме того, внутренний каркас имеет два регулируемых пластин, которые используются, чтобы обеспечить надежную фиксацию протеза в клетке. Блюдо с установочным винтом является использованиеD чтобы гарантировать, что колебания внутренней обойме осталось менее 5 ° амплитуды, так что оценки могут быть основаны на уравнениях гармонических колебаний. Фотоэлемент подключаются напрямую к счетчику на сбора данных карты в компьютере для записи каждого TTL импульс как клетка проходит перед фотоэлемента. Программа виртуальный инструмент LabView (VI) используется для сбора и обработки импульсов TTL. Внутренний каркас из колебательной системы (рис. 1А) используется в качестве системной плате реакции (рис. 2) в сочетании со шкалой с расстояния до 10 кг и чувствительность к ближайшей 1 грамм и два ножа края используются для поддержки внутреннего клетку во время измерений борту реакции. Техника для количественного инерционные свойства ниже колена протеза состоит из трех основных этапов: 1) колебаний и реакция Совета протокола, 2) Математические уравнения для оценки протезирования инерции, и 3) распространение Протез Инерция в стопы и хвостовика Seg MENTS.
Рисунок 1.) Изображение колебаний стойки, используемой для измерения периода колебаний. Обратите внимание, что существует внешняя структура поддержки, что остается неподвижным, как внутренней обойме, в котором протез фиксируется, колеблется взад и вперед перед фотоэлемента, используемой для синхронизации. B) Крупным планом оси колебаний, что также показывает, установочный винт используется для установки амплитуды колебаний до менее чем 5 °. C) Крупный план зрения фотоэлемента и дистального конца внутренней обойме для иллюстрации регулируемые концевые пластины. Следует отметить, что для снижения веса внутренней обойме мы использовали тонкой алюминиевой и удалены излишки алюминия без ущерба прочности конструкции.
ighres.jpg "/>
Рисунок 2. Реакция доска схематический вид регулируемой алюминиевой раме (т.е. внутренний клетки) удалена от наружной опорной конструкции колебательной системы, иллюстрирующий установку реакция платы, используемые для оценки центра системы массы. Следует отметить, что две оси (иначе, нож кромки ) используются для поддержки внутреннего клетку; один на левой (дистального) краю корпуса, а другой (проксимальных) расположена над верхней части шкалы. Расстояние между этими двумя опорными осями представляет длину реакционной плате. Ось колебаний выходит из страницы.
Протокол 1. Инерциальные измерительные
- Первоначально имеют ампутантов сидеть на стуле, где протез может быть удобно стартовал сиденье так, что человек может выполнить серию сгибания колена и действий расширения как коленного центра вращения (COR) идентифицируется.
- После того, как колено COR идентифицируется (это может быть полезно, чтобы разместить небольшой пирогсе ленты на COR), имеют ампутантов стенд и измерить следующее.
- Измерьте расстояние от верхней (губ) протеза к коленного COR; если колено COR сидит уступает губы протеза это значение должно быть записано в виде отрицательного значения.
- Измерьте расстояние между коленного COR и лодыжки COR. Предполагается, что лодыжки COR быть таким же месте, что и интактной лодыжки.
- С протез и основной рукав удален, принимать несколько измерений остаточной конечности с помощью гибкой ленты мера. С помощью этих измерений для оценки инерционные свойства остаточной конечности на основе моделирования культю конечности в качестве усеченного прямого кругового конуса 6,21 и предполагая, однородную плотность ткани 1,1 г ∙ см -3 13.
- Измерить проксимальный окружности остаточной конечности. Это окружность должна быть измерена как крупнейший окружности близко к коленного сустава (<EM> например, как правило, около двух пальцев шириной от коленного сустава).
- Измерить дистальный окружности остаточной конечности. Эта окружность должна быть измерена в последнюю костной известность на дистальном конце культи конечности.
- Измерить длину остаточной конечности, как расстояние от головки малоберцовой кости в дистальном аспекте остаточной конечности.
- Снимите внутреннюю клетку от колебаний стойку, удалив ось. Положите вкладыш в ампутантов, так и любых слой ампутантов в настоящее время, используя в гнезде протеза. Тогда надежно положение протез с обуви еще на во внутреннем колебаний клетки (рис. 1). В этой системе две регулируемые пластины скользить по горизонтали и при затяжке в положение фиксации верхней части протеза в клетке. Для подножия протеза использовать липучки, чтобы закрепить его на дистальной пластины клетки.
- Установите на внутренний клетку в колебаний стойке. Секуповторно оси и убедитесь, что суспендирующее рука внутренней обойме совпадет с установочным винтом, который установит угол колебаний до менее чем 5 °.
- Соберите три колебаний испытания с протезом, расположенной во внутреннем клетке. Период колебаний будет представлять время, необходимое для завершения одного полного колебания с внутренней клетке качается под действием собственного веса и под влиянием только под действием силы тяжести. Для начала колебаний суд тянуть внутренний клетку обратно, пока не встретит установочный винт и затем переместить его вперед, пока пространство между установочным винтом и внутренней обойме видна. Запишите среднее время для одного полного цикла колебаний для каждого испытания.
- До перехода на измерений реакция борту, измерьте и запишите следующие размеры внутренней обойме с протезом еще фиксированной в стойке с использованием цифровых суппорты или гибкую измерительную ленту. Эти меры будут использоваться, если внутренние изменения конфигурации клетки после удаления протеза в шаге 1.9 иТакже во время оценкам инерционных свойств системы. Эти измерения проще взять с внутренней клетке, расположенной горизонтально и опираясь на нож краями для теста борту реакции.
- Измерить расстояние между верхней регулируемой пластиной и неподвижным поперечного элемента в верхней части внутренней обойме.
- Измерьте расстояние между нижней регулируемой пластиной и неподвижным поперечного элемента в верхней части внутренней обойме.
- Измерьте расстояние между нижней регулируемой пластиной и неподвижным поперечного элемента в нижней части внутренней обойме.
- Измерьте длину реакционной борту; Это расстояние между местами двух ножевых кромок, которые будут использованы в качестве опор во время испытания на борту реакции.
- Расположите стойку и протез конечности в настройке платы реакции. Убедитесь, что масштаб читает нулю в этой точке. Поместите один конец внутренней обойме по шкале, и расположить режущую кромку в нижней части вводаnner клетка, так что нет напряжение создается между двумя ножевыми кромками и внутренней клетка уровень. Поднимите масштаб класса несколько раз и поместить его обратно вниз по шкале. После того, как в соответствии чтение по шкале достигается, записать это значение.
- Удалить протез с внутренней обойме. Если верхняя и / или нижняя пластины должны были быть перемещены, чтобы удалить протез, вернуться пластины в исходное положение, используя размеры, измеренные в шаге 1.7. После того, как размеры клетки таковы, каковы они были с протезом в клетке, повторите шаг 1,8 записывать реакция доска чтение для всего клетке.
- Удалить ботинок от протеза конечности и измерить массу обуви, а затем массы протеза без обуви.
- Возьмите несколько измерений протеза.
- Измерьте расстояние между COR лодыжки и подошвенной поверхности стопы.
- Измерьте длину протеза стопы без обуви.
- Поместите ботинок обратно на рrosthesis и измерьте расстояние от голеностопного COR к подошве и длину стопы с обуви на.
- Установите на внутренний клетку в колебаний стойке убедившись, что черный уголок с отражающей лентой находится ближе всего к фотоэлемента. Закрепите ось и убедитесь, что суспендирующее рука внутренней обойме совпадет с установочным винтом, который установит угол колебаний до менее чем 5 °. Соберите 10 колебаний испытания, где будут регистрироваться на этот раз только первый период колебаний каждого испытания. Примечание: См. Приложение для объяснения о том, почему мы используем только первый период колебаний, когда внутренний каркас колебались сама по себе без протеза.
2. Математические уравнения для оценки протезирования инерции
- Отрегулируйте массы тела для учета приведенной массы протез до оценки нетронутыми сегмента инерционные свойства, используя следующее уравнение:
где ПРО является скорректированный массы тела, МБМ является измеряется массы тела во время ношения протеза, M профи-масса протеза, М остаточная масса культи (анатомические структуры ниже колена, которые остаются после ампутации), и с (0,057 для мужчин; 0,061 для женщин) является процентов ПРО приходится на неповрежденную хвостовиком и пешком 8.
- Оцените инерционные свойства бедра, голени и стопы интактного ноги и бедра протеза ноги, основанной на ПРО и их соответствующих длин сегментов 8.
- Протез центра масс месте сначала выразил относительно исходной оси (рис. 2):
CM pros_ax = (Lrxn * (R профи + рамка - R кадр)) / м профи (2)
где Lrxn представляет собой расстояние между точками опоры, R профи + рамка представляет собой масштабный чтение для протеза и алюминиевой рамой вместе, R кадр представляет собой масштабный чтение для только рамы, и м профи соответствует массе протеза. - На основе расстояния между колебаниями и осей координат (Losc_ref) центр масс расположения протеза выражена относительно оси колебаний:
CM pros_osc = Losc_ref - CM pros_ax (3)
Это необходимо в последующих расчетов момент инерции протеза по отношению к этой оси колебаний. - Наконец, центр масс месте выражается по отношению к проксимальному концу протеза на основе расстояния между оси колебаний и верхней торцевой пластиной регулируемой (d_plate):
CM pros_prox = CM pros_osc - d_plate (4) - Вычислить момент инерции для каждого условия (отдельно клетки и клетки + протеза):
977eq5.jpg "/> (5)
где я ось момент инерции относительно оси колебаний, τ является средний период одного колебания, т-масса системы, г-ускорение силы тяжести, и г-расстояние между осью колебаний и центр масс системы. Момент инерции протеза по отношению к оси колебаний вычисляется как разница между Я оси для одного только клетку и я оси для клетке плюс протеза. Теорема параллельно оси затем используется для выражения момент инерции протеза вокруг поперечной оси, проходящей через коленного сустава. - Комбинат инерционные свойства культи и протеза для определения масса автопоезда центра масс положении по отношению к колену, и используя теорему параллельная оси выразить момент инерции системы относительно поперечной оси, проходящей через комбинированного центра масс месте .
3. РаспространениеПротезирование Инерция в ногу и Shank сегментов
Распределить инерционные свойства протеза и культи в ноге (только протез стопы) и сегмент хвостовик (протезно гнездо, пилон, и культи) для обратных динамика сегмента моделирование инерционными свойствами были определены на основе данных из демонтированного протеза. Общая масса демонтированного протеза конечности был 2,126 кг, с массой гнезда (в том числе пилона массе) 1,406 кг и ног массой 0,72 кг. Таким образом, 66% от общей массы протеза была распределена в протеза и 34% был распределен к подножию. Был проведен анализ чувствительности, чтобы определить, какой эффект это было на предполагаемой момента инерции протеза о коленного сустава. Этот анализ был основан на экспериментальных измерений инерционных свойств шести ниже колена протезы из Маттес и соавт. 21 (данные были получены с помощью личного общения с авторами). Когда профитетические хвостовиком и ног массы были определены на основе де Лева 8 (фут = 24%; хвостовик = 76% общей массы протеза), суммарный момент инерции протеза о коленного сустава была недооценена примерно на 5% по сравнению с фактическим экспериментальное значение оценивается с помощью техники колебаний. Использование проценты, основанные на демонтированного протеза для ходьбы (34%) и хвостовика (66%) масс, общий момент инерции относительно коленного сустава был завышен примерно на 2% по сравнению с экспериментальной мерой.
- Распределить протеза массу между протеза стопы (34%) и гнездо (66%) сегментов на основе измерений разобранном протеза конечности.
- COM расположение протеза стопы была определена на основе уравнений регрессии для неповрежденной ноги 8. Этот шаг был основан на результатах анализа чувствительности от Миллера 25 и Czerniecki др. 24. Миллер 25 оценивается результирующие совместные моменты в КМГэ помощью: а) прямые измерения протеза инерционными свойствами, и б) с помощью протезов инерционные свойства оценкам от регрессий уравнений для неповрежденной хвостовиком и пешком. Средняя разница между коленных профилей момент для двух различных методов и в течение двух субъектов было примерно на 3 Н · м. Это средняя разница в величине составил менее 2% от момента пика колена во время позиции. Czerniecki др.. 24 демонтированы несколько протезов ниже колена и сбалансированный протеза стопы на острие ножа для определения его местоположения COM. Когда они сравнили эти результаты с оценками, основанными на уравнениях регрессии для неповрежденной пешком, они обнаружили, что не было большой разницы между этими двумя оценками.
- МВД протезной стопы вокруг поперечной оси, хотя его COM определяется с использованием де Левы 8 регрессии для неповрежденной ноги и расчетной массы ног с пункта 1. МВД стопы также выражается по отношению к коленного сустава Усинг теорема параллельная оси.
(6) 
(7) - COM расположение протеза (CMpros_sock) определяли путем объединения оценку позиции COM для всего протеза (CMpros_limb; не включая остаточной конечности инерционные свойства), полученные с методикой реакция доска, и назначенной COM расположения протезов фут относительно коленного сустава (CMpros_ft) со стадии 3.2. CMpros_sock был вынужден лечь на прямой линии между коленом и лодыжкой и была определена как:
(8) - MOI из протеза стопы вокруг оси, хотя коленный сустав вычитают из экспериментальных измерений для MOI всего протеза конечности около коленного сустава (Iknee_limb), чтобы определить MOI только из протезао коленного сустава (Iknee_sock). Теорема параллельно оси затем наносили выразить МВД по протеза вокруг оси через ее COM (Icm_sock).
(9) 
(10) - Инерционные свойства культи (анатомических структур остальные ниже колена после ампутации) были объединены с инерционных свойств протеза голени, которые были использованы в качестве инерционных свойств хвостовика сегменте на ортопедической стороны в модели обратной динамики.
(11) 
(12) 
(13) 
(14) 
(6) 
(7) 
(8) 
(9) 
(10) 
(11) 
(12) 
(13) 
(14) 
Representative Results
Инерционных свойств протеза ноги дистальнее коленного сустава были ниже, чем у интактных ноги (табл. 1). Среднемесячная через участников, протезирование сторона масса составила 39% меньше, момент инерции относительно поперечной оси через колено было 52% меньше, а центр масс месте составляла 24% ближе к колену по сравнению со значениями для неповрежденной ноги.
| Тема | Неповрежденными * Масса (кг) | Плюсы † масса (кг) | Предполагаемое. Разница Масса (кг) | ‡ Iknee нетронутыми (кг · м 2) | Iknee профи (кг · м 2) | Неповрежденный CM ниже коленного сустава (м) | Плюсы см ниже коленного сустава (м) |
| 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 |
| С | 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 |
| Среднее ± 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 |
* Неповрежденный относится к значениям для комбинированной неповрежденной хвостовиком и пешком.
За † относится к значениям для комбинированного протеза и остаточной конечности.
‡ Момент инерции относительно поперечной оси, проходящей через колено.
Таблица 1. Сравнение инерционными свойствами между протезно-неповрежденных конечностей от колена вниз.
Результирующая совместные силы (рис. 3) и моменты (рис. 4) на лодыжке, колене, и бедра были затронуты инерционных параметров, используемых в модели обратной динамики. В частности, совместные кинетика сократились во время качания инициации (~ 65% от цикла ходьбы) и прекращение качели (~ 95% от цикла ходьбы), когда прямые меры протеза инерции использовались в обратных оценок динамики по сравнению с регрессии на основе неповрежденной анатомии (
Рисунок 3. Результирующая совместные силы реакции лодыжки, колена и бедра в anterioposterior (слева панели) и вертикальном направлениях (справа панели). Были Данные усреднены по предметам для презентации. Фаза позиция начинается при 0% цикла походки с ног контакта и заканчивается примерно в 60% от цикла ходьбы с ног-офф. Свинг продолжается до следующего ног контакта тон же нога при 100% цикла походки. Пожалуйста, нажмите здесь, чтобы посмотреть увеличенную версию этой фигуры.
Рисунок 4. Результирующая совместные моменты относительно поперечной оси (ака, медиолатеральной оси) через лодыжки, колена и бедра. Были Данные усреднены по предметам для презентации. Фаза позиция начинается при 0% цикла походки с ног контакта и заканчивается примерно в 60% от цикла ходьбы с ног-офф. Свинг продолжается до следующего ног контакт того же матче на 100% от цикла ходьбы.
Таблица 2. Пик результате реакции суставасилы и моменты в среднем по субъектам и статистических сравнений между двумя инерционными моделей для совместных кинетики протеза стороны Заметки:. Средние данные представлены в виде среднего (SD). % Колонка Походка цикла представляет средний процент через субъектов, где произошло максимальное значение для этой переменной. Р <0,05 считается значительным.
Discussion
Техника доска колебаний и реакция была представлена для оценки инерционные свойства ниже колена протезы. Эта система была проверена и показано, чтобы быть надежным при оценке инерционные свойства известных геометрических твердых тел (Приложение А). Протезирование конечностей инерционные свойства для группы односторонних, transtibial ампутированными конечностями оценивались двумя способами: а) путем прямого измерения с использованием колебаний и методы реакция настольные, и б) с использованием стандартных уравнений прогнозирования, созданные для неповрежденных конечностей. Полученные инерционные оценки собственности для протеза конечности были существенно различны для двух подходов. Эта разница в инерционных свойств привело к значительному разные оценки совместных кинетики во время ходьбы, с большие различия наблюдаются во время разгаре.
Несмотря на значительные различия в совместных кинетики произошло во время стояния, используя две различные оценки инерционных параметров, эти различия были сцентр при рассмотрении последствий размеры этих различий и по сравнению с различий, наблюдаемых во время разгаре. В большинстве исследований человеческого движения, эти статистически значимых различий во позиции не могут иметь влияние на конечный результат в исследовании. Силы реакции Наземные имеют большое влияние на общие моментных магнитуд нижних конечностей суставов во время фазы опоры ходьбе. 17-19 Даже при том, существуют значительные различия в инерциальных параметров для обеих моделей, эти различия не были достаточно, чтобы преодолеть важность земля вклад сила реакции на совместном производстве момент во время позиции. Миллер 25 также ранее предположил, что инерциальные свойства протеза стороны оказывает незначительное влияние на величины нижних конечностей совместных кинетики во время фазы опоры подряд. Тем не менее, Миллер 25 только учли различия в массы и центра масс месте конечности, когда изменения профиинерционные свойства sthetic конечности для модели обратной динамики. Различия в момент инерции не были учтены в модели, но было отмечено, что, даже если момент инерции был удвоен или вдвое она, скорее всего, мало влияют на величину совместного момент. Термин Iα в уравнения движения составляли менее 3% от общего совместного момент в любой заданной точке во время фазы опоры подряд. В абсолютном выражении наибольшее изменение в моментной магнитуды для нашего исследования наблюдалось в тазобедренном суставе момент на ~ 11% от цикла ходьбы, где средний рост величина была ~ 2 Н · м. Это было примерно половина прироста величины, наблюдавшейся Миллером 25 во время фазы опоры подряд. Наши результаты в сочетании с тем, Миллера показывают, что прямые меры протеза инерции, в том числе момента инерции, есть только небольшое или незначительное влияние на совместных моментных магнитуд бедра и колена во время stancэ фаза ходьбы или бега.
Что касается качели фазы ходьбы, выбор инерциальной модели имеет значительное влияние на величинах нижних конечностей совместных кинетики. Во ходом, нет большой внешняя сила, например силы реакции земли во время позиции. Движение конечности гораздо больше зависит от инерции в системе и взаимодействий между сегментами. Это нашло свое отражение крупными изменениями в совместных кинетических величин наблюдаемых, когда два различных инерциальных модели использовались в анализе обратной динамики. Использование уравнения регрессии на основе неповрежденной анатомии моделировать протез конечности во время разгаре, предположил, что большее мышечное усилие требовалось, чем когда были использованы фактические измеренные инерциальные свойства протеза.
Техника, описанная в этой статье, чтобы непосредственно измерить инерционные свойства ниже колена протеза имеет ряд ограничений. Мы описали Методый сделал инерции измерений собственности ног только для сагиттальной плоскости анализы. Усовершенствование этой системы включают создание внутреннюю структуру клетки, которые могут быть приостановлены из трех различных осей так, что все три главные моменты инерции может быть измерена. Кроме того, метод доска реакции могут быть использованы для всех трех плоскостях для измерения трехмерной расположение протеза центра масс. Еще одно усовершенствование, которые могли бы сделать оценки остаточной конечности масса слегка более точного было бы использовать объемную оценку, как описано Czerniecki и его коллеги 24, где остаточной конечности суспендируют в цилиндре воды, чтобы оценить его громкости при равномерной плотности ткани применяется для оценки массы конечности в. Кроме того, вместо использования предполагаемый процент распределить общую массу протеза между протеза стопы и каждый протез может быть разъединенных на лодыжке так, что каждый компонент может быть weigheд самостоятельно. Другим ограничением нашей техники является то, что она требует дополнительного времени во время экспериментальной сессии. В общем, с помощью нашего технику непосредственно измерить протеза инерцию, скорее всего, добавить 30 мин к общему времени, необходимого для сеанса сбора данных.
Из-за нашей маленькой выборке ниже колена протезы с аналогичными конструкциями (например, блокировка и булавок суспензий и динамичный упругий отклик протезно футов), развивающихся окончательные рекомендации для оценки инерционные свойства ниже колена протезов как простые проценты интактных свойств конечностей инерции проблематично . Тем не менее, объединив наши результаты с инерционными сметной документации ниже колена протезов других исследований 20,21,23 и сравнение этих результатов с инерции оценки для неповрежденных конечностей, некоторые устойчивых тенденций становятся очевидными. По сравнению с интактной конечности, масса протеза стороне последовательно 30-40% меньше, расположение COM составляет 25-35% спроигравший в коленном суставе и МВД составляет 50-60% меньше относительно поперечной оси, проходящей через коленного сустава.
В заключение, используя уравнения регрессии для неповрежденной хвостовиком и пешком моделировать инерционные свойства ниже колена протеза повлияет на величины совместных кинетические оценки во время разгаре, но будет иметь лишь небольшое или минимальное влияние на этих величин во время позиции. Таким образом, для исследователей ориентируясь только на фазы опоры передвижения, используя инерционные свойства интактной конечности моделировать протез сторону вряд ли изменит выводы исследования. Тем не менее, для тех, кто заинтересован в фазовых кинетики распашных, прямые меры протеза инерционными свойствами следует рассматривать, чтобы избежать искажения истинных динамику протеза разгаре ноги.
Приложение
Надежность и достоверность момента инерции и центра масс Оценки
Для оценки надежности и validitу наших экспериментальных измерений протеза момента инерции и центра масс месте, были выполнены две простые эксперименты. В первом эксперименте, моменты инерции и центра масс местах четырех объектов экспериментально приблизительно в трех отдельных испытаний. Четыре объекта были: 1) 9 х 9 х 61 см блок обработанной древесины (масса = 2,8 кг), 2) 9 х 9 х 64 см блок неочищенных пиломатериалов (масса = 2,5 кг), 3) 7 х 9 х 65 см блок неочищенных пиломатериалов (масса = 1,8 кг), и 4) длинной 61 см кусок трубы ПВХ с и внутренним диаметром 8 см и внешним диаметром 9 см (масса = 0,8 кг). Техника колебание 12 был использован для оценки момента инерции каждого объекта относительно поперечной оси через ее центр массы. Когда объект колеблется вокруг неподвижной оси, период колебаний (τ) объекта пропорциональна момент объекта инерции относительно этой неподвижной оси. Если амплитуда колебаний меньше 5 ° по отношению к нейтральной позиции,момент инерции объекта может быть оценена на основе движения маятника:
(П.1)
где я ось момент инерции относительно оси колебаний, т-масса системы, г-ускорение силы тяжести, и г-расстояние между осью колебаний и центра масс системы.
Методика реакция доска была использована для оценки центр каждого объекта массового месте. Статического равновесия предполагалось (Σ Моменты = 0) и моментов от веса объекта, вес рамы, и сила реакции были подведены вокруг неподвижной оси координат. Момент инерции и центра масс нахождения каждого объекта также были оценены на основе простых геометрических уравнений. Наши экспериментальные меры были по сравнению с этими геометрической estimatioнс для оценки обоснованности. Надежность наших оценок для центра масс расположения и момента инерции оценивали с помощью двух (один для оценки COM и один для оценки МВД), единственный фактор линейная модель ANOVAs, с 3 повторных измерений, отражающих три испытания. Внутриклассовой коэффициенты корреляции (МКК) также были вычислены для определения повторяемости нашим оценкам.
Во втором эксперименте, мы оценили надежность нашего периода колебаний (τ) измерения. τ измеряли в течение 10 последовательных испытаний только с алюминиевой рамой отстранен от оси колебаний и 10 последовательных испытаний с деревянной блок (масса = 2,8 кг, размеры = 9 х 9 х 61 см) зафиксирована в алюминиевой раме и оба подвешенной ось колебаний. В каждом испытании τ измеряли в течение 10 последовательных колебаний с помощью фотоэлемента, чье напряжение варьировать выход на основе интенсивности отраженного света. Надежность нашей измерения для τ былssessed используя четыре, один фактор общей линейной модели ANOVAs, с 10 повторных измерений. Два (один для каркасных только испытаний и один для каркасных + блок испытаний) ANOVAs были использованы для определения того, отличается ли τ между последовательными колебаний (т. е. матрица данных была установка, чтобы коэффициент был последовательных периоды колебаний в пределах данной судебное разбирательство). Тогда матрицы данных были повернуты на 90 °, так что фактор последовательных испытаний и еще два ANOVAs были использованы для определения того, отличается ли τ через последовательных испытаний. Внутриклассовой коэффициенты корреляции (МКК) также были вычислены для определения повторяемости наших измерений.
Результаты эксперимента 1 - Четыре объекта
Момент каждого объекта инерции относительно поперечной оси, проходящей через его центр масс (I_obj_cm) последовательно переоценить (на ~ 5% для деревянных блоков и ~ 12% для труб ПВХ) по сравнению с оценками на основе каждого objectR17; с массой и геометрии (Iz) (табл. 3). Наши оценки, однако, были очень надежны. Там не было никакого различия в средней момента инерции (F 2,6 = 0,154, р = 0,861) для четырех объектов во всех трех испытаниях. Кроме того, МКК показало, что через испытаний наш момент оценки инерции было высокой повторяемостью (МУС = 1,00). Таким образом, хотя наша оценка, как правило, переоценивают момент объекта инерции по сравнению с геометрической оценки наши оценки были надежными.
Наш центр оценки массы месте, используя технику реакция доска согласуется с оценками на основе предполагая однородную плотность и геометрической модели. Различия были менее 1%. Там не было никакого различия в средней центра масс месте (F 2,6 = 1,126, р = 0,384) для четырех объектов во всех трех испытаниях. Кроме того, МКК показало, что через испытаний наш центр массовой оценки была высокой повторяемостью (МУС> 0,99). Таким образом,наш центр масс оценкам были достоверными и надежными.
.. Таблица 3 Экспериментальные оценки моментов инерции и центра масс места для четырех объектов по сравнению с оценками на основе массы и геометрии каждого объекта Нажмите здесь, чтобы получить увеличенное изображение таблицы. Определения переменных: mframe = масса алюминиевая рама; mobject = масса объекта; t_frame = период колебаний только рамы; Период колебаний определяется как среднее значение 10 последовательных колебаний и через три последовательных испытаний. t_object = период колебаний рамы и объектно вместе; определяется так же, как t_frame; I_Frame_osc = I из рамы относительно оси колебаний;I_Frame_obj_osc = I кадра плюс объекта относительно оси колебаний; I_obj_osc = Я из объекта относительно оси колебаний; I_obj_cm = я объекта вокруг оси через центр массы объекта; Из = Теоретическое предсказание I о СМ объекта, используя следующие геометрические уравнения прогнозирования:
ПВХ: 
; где R был внешний радиус, г был внутренний радиус, и ч было Длина
Дерево: 
; где а длина и ширина B является Геометрическое расположение CM, как было предсказано 50% длины объекта.
Результаты эксперимента 2 - период колебаний (τ) оценка
Когда алюминиевая рама в одиночку был отстранен от оси колебаний и замахнулся, τ последовательно и планомерно снизилась (F 9,81 = 123,25, р <0,001) по сравнению с первым 10 колеlations примерно на 6 мс во всех 10 колебаний испытаний (рис. 5; левой панели). Через испытаний, средний период колебаний было также установлено, существенно отличаются (F 9,81 = 13,97, р <0,001), когда только кадр был колебался. Тем не менее, установлено, что МКК в данном испытании систематическое уменьшение τ в течение первых 10 колебаний повторялся (ICC = 0,99). Когда рама и деревянный брусок (м = 2797 г) качнулся вместе, τ не изменился в течение первых 10 колебаний (F 9,81 = 3,031, р = 0,116) и средние τ через 10 последовательных испытаний существенно не отличаются ( F 9,81 = 3,533, р = 0,093) (рис. 5; правая панель). МКК для кадра плюс объектов испытаний свидетельствуют о том, что в пределах данного пробного τ не повторяется от колебаний в колебания (ICC = 0,17). Эти данные позволяют предположить, что для кадра только испытания τ лучше оценивается как средство первой пульсации через серию TRI лов и что, когда объект с характеристиками, аналогичными таковым из ниже колена протеза колебались, τ лучше оценивается как среднее через последовательных колебаний и в целом ряде судебных процессов.
Рисунок 5. Период колебаний, измеренного для (А) алюминиевая рама только и (б) рамы и деревянный блок (блок масса = 2,8 кг, блок размеры = 9 х 9 х 61 см). Каждая панель показывает 10 отдельных испытаний с первой 10 колебания каждом испытании отображается. Что только рамы, подвешенной оси колебаний (слева), τ систематически снизилась в течение первых 10 колебаний. Однако, когда деревянный блок был добавлен в кадре, τ не систематически варьироваться в зависимости от первых 10 колебаний (правая панель).
Чувствительность момента инерции в период колебаний
т "> Потому что результаты эксперимента 1 предложить наши оценки момент объекта инерции последовательно переоценить и результаты эксперимента 2 предполагают, что τ кадра уменьшается в течение первых 10 колебаний, мы провели анализ чувствительности, чтобы определить наилучший метод для количественного . τ для каркасных только испытания и рамы плюс объектов испытаний (табл. 4) τ прямо пропорциональна моменту инерции объекта:
(П.2)
где я ось момент инерции относительно оси колебаний, т-масса системы, г-ускорение силы тяжести, и г-расстояние между осью колебаний и центра масс системы. Поэтому, если τ уменьшается, то и я оси, потому что м, г, и г-постоянные в пределах данной суда. Так как мы оцеспариваться момент инерции объекта как:
Я OBJ = Я OBJ + Оправа - Если отросток (А.3)
недооценки момент инерции рамки (я кадр) будет производить больший момент оценки инерции для объекта (я объект), что согласуется с нашими оценками в эксперименте 1. Рисунок 6 отображает τ из эксперимента 1 как для единственного кадра испытания и рама плюс объектов испытания для самого легкого объекта и тяжелого объекта. Эта цифра показывает, что для более тяжелых объектов (например, ниже колена протеза) нет очевидной уменьшение τ в течение первых 10 колебаний, но для более легких объектов есть небольшое систематическое уменьшение τ.
Таблица 4. Сравнениечетыре различные методы для определения периода колебаний. объект, используемый в этом анализе был 9 х 9 х 61 см блок обработанной древесины. Состояние C производится наилучшую оценку момент объекта инерции по сравнению с альтернативной теоретической оценки, основанной на массы и геометрии объекта. Нажмите здесь, чтобы получить увеличенное изображение таблицы. Примечания: Определения переменных такие же, как таблице 3 состоянии. : t_frame и t_object были вычислены как среднее периода колебаний 10 последовательных колебаний через 3 испытаний Условие В:. t_frame и t_object были вычислены как среднее первого периода колебаний через 3 отдельных испытаний состояние C:. t_frame была определена как в условии А; t_object определяли как в условием А. Состояние D: t_frame определяли как вСостояние; t_object определяли как в состоянии B.
Рисунок 6. Периоды колебаний для самых тяжелых и легких объектов. Левые панели отображения первые 10 периодов колебаний трех испытаний для только рамы, и правая панели отображения то же самое для рамы плюс объектов испытаний. Как и в эксперименте 2, существует систематическое уменьшение τ в течение первых 10 колебаний когда только кадр возбуждению. Когда тяжелый объект был колебались (M = 2,797 кг), не было никакого систематического уменьшение τ. Тем не менее, незначительное снижение τ наблюдалось, когда объект света (м = 0,716 кг) колебались. Типичный ниже колена протез масса, как сообщается, в диапазоне от 1,2 до 2,1 кг 20,21. Таким образом, даже для самых легких весовых протезов, τ не должныдемонстрируют существенное уменьшение в течение первых 10 колебаний.
Вывод
Когда алюминиевая рама одиночку колебались, период колебаний будет определяться как среднее значение первой осцилляции от 10 колебаний испытаний. Когда алюминиевая рама и протез колеблются, период колебаний будет определяться как среднее значение 30 колебаний (3 испытаний, 10 последовательных колебаний в пределах каждого испытания).
Disclosures
Авторы заявляют, что они не имеют конкурирующие финансовые интересы.
Acknowledgments
Финансирование от американских и международных обществ биомеханики была предоставлена в рамках данного исследования.
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. |
References
- 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).
- 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).
- Dempster, W.
- 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).
- Hinrichs, R. N., et al. Adjustments to the segment center of mass proportions of Clauser et al. J Biomech. 23, 949-951 (1990).
- Hanavan Jr, E. P. A mathematical model of the human body Amrl-Tr-64-102. AMRL Technical Report. 18, 1-149 (1964).
- Hatze, H. A mathematical model for the computational determination of parameter values of anthropomorphic segments. J Biomech. 13, 833-843 (1980).
- Leva, P. Adjustments to Zatsiorsky-Seluyanov's segment inertia parameters. J Biomech. 29, 1223-1230 (1996).
- 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).
- 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).
- Jensen, R. K. Estimation of the biomechanical properties of three body types using a photogrammetric method. J Biomech. 11, 349-358 (1978).
- 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).
- Mungiole, M., Martin, P. E. Estimating segment inertial properties: comparison of magnetic resonance imaging with existing methods. J Biomech. 23, 1039-1046 (1990).
- 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).
- Zatsiorsky, V. M., Seluyanov, V. N.
- Challis, J. H. Precision of the Estimation of Human Limb Inertial Parameters. Journal of Applied Biomechanics. 15, 418-428 (1999).
- 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).
- 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).
- 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).
- 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).
- 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).
- 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).
- Smith, J. D., Martin, P. E. Effects of prosthetic mass distribution on metabolic costs and walking symmetry. J Appl Biomech. 29, 317-328 (2013).
- 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).
- Miller, D. I. Resultant lower extremity joint moments in below-knee amputees during running stance. J Biomech. 20, 529-541 (1987).
- 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).
- Royer, T., Koenig, M. Joint loading and bone mineral density in persons with unilateral, trans-tibial amputation. Clin Biomech. 20, 1119-1125 (2005).
- 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).
- 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).
- Bateni, H., Olney, S. Kinematic and kinetic variations of below-knee amputee gait. Journal of Prosthetics and Orthotics. 14, 2-12 (2002).
- Buckley, J. G. Biomechanical adaptations of transtibial amputee sprinting in athletes using dedicated prostheses. Clin Biomech. 15, 352-358 (2000).
- 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).
