Waiting
Login processing...

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

Medicine

Bestemme og kontrollere ekstern utgangseffekt under vanlig handrim rullestol fremdrift

Published: February 5, 2020 doi: 10.3791/60492
Automatic Translation
1, 1, 1, 1,2, 3,4, 1,5
1Center for Human Movement Sciences, University Medical Center Groningen, 2Amsterdam Rehabilitation Research Center Reade, Amsterdam, 3Research Institute MOVE, Faculty of Behavioral and Human Movement Sciences, VU University, 43M, Delft University of Technology, Delft, 5Center for Rehabilitation, University Medical Center Groningen

Summary

Nøyaktig og standardisert vurdering av ekstern utgangseffekt er avgjørende i evalueringen av fysiologisk, biomekanisk og oppfattet stress, belastning og kapasitet i manuell rullestolfremdrift. Den nåværende artikkelen presenterer ulike metoder for å bestemme og kontrollere utgangseffekten under rullestolfremdriftsstudier i laboratoriet og utover.

Abstract

Bruken av en manuell rullestol er avgjørende for 1% av verdens befolkning. Menneskelig drevet drevet mobilitetforskning har betydelig modnet, noe som har ført til at forbedrede forskningsteknikker har blitt tilgjengelige de siste tiårene. For å øke forståelsen av hjulmobilitetsytelse, overvåking, opplæring, ferdighetsoppkjøp og optimalisering av rullestolbrukergrensesnittet i rehabilitering, dagligliv og sport, ytterligere standardisering av måleoppsett og analyser er nødvendig. En avgjørende stepping-stone er nøyaktig måling og standardisering av ekstern utgangseffekt (målt i Watts), som er avgjørende for tolkning og sammenligning av eksperimenter som tar sikte på å forbedre rehabiliteringspraksis, dagliglivsaktiviteter, og adaptiv sport. De ulike metodene og fordelene ved nøyaktig utgangsutgangsbestemmelse under overground, tredemølle og ergometerbasert testing presenteres og diskuteres i detalj. Overground fremdrift gir den mest eksternt gyldige modusfor testing, men standardisering kan være plagsom. Tredemølle fremdrift er mekanisk lik overground fremdrift, men snu og akselerereer er ikke mulig. Et ergometer er den mest begrensede og standardisering er relativt enkelt. Målet er å stimulere god praksis og standardisering for å legge til rette for videre utvikling av teori og anvendelse naviog anvendt kliniske og idrettsvitenskaper rundt om i verden.

Introduction

Med anslagsvis 1% av verdens befolkning er avhengig av hjul mobilitet i dag1,2, en konsekvent strøm av internasjonalt forskningsarbeid stadig dukker opp i internasjonale fagfellevurderte tidsskrifter i ulike felt som rehabilitering1,3, engineering4, og sport vitenskap5,6. Dette fører til en voksende kunnskapsbase og forståelse av kompleksiteten i denne vanlige modusen for menneskelig ambulasjon. Likevel, for kontinuerlig utvikling og implementering i rehabilitering og adaptiv idrettspraksis, er det behov for videre internasjonal utveksling og samarbeid i forskning. Integrert i slike samarbeidsnettverk er forbedret standardisering av eksperimentelle og måleprosedyrer og teknologi. Videre er konsekvent implementering av nøyaktig overvåking av ytelsen til rullestolbrukerkombinasjonen i laboratoriet og/eller på feltet viktig for en optimal individuell funksjon og deltakelse, mens en sunn og aktiv livsstil opprettholdes over individets levetid7,8,9.

Eksperimentelt, manuell rullestol fremdrift under steady-state eller peak treningsforhold10,11 er ofte nærmet som syklisk overkroppen bevegelse i forbindelse med å undersøke rullestol-bruker grensesnitt12,13, muskel- og skjelettbelastning14,15,16, og motorlæring og ferdighetoppkjøp17,18. De kombinerte biomekaniske og fysiologiske forestillingene om sykliske bevegelser tillater bruk av "Power balance", en modelleringstilnærming som først ble introdusert av Van Ingen Schenau19 for hurtigløp og sykling, og senere introdusert i manuell hjulmobilitet8,20,21. Figur 1 viser et effektbalansediagram for manuell rullestolfremdrift. Den konvergerer fra et utvalg av kritiske ytelsesavgjørende faktorer for rullestolbrukerkombinasjonen og dens tre sentrale komponenter (rullestol, bruker og deres grensesnitt), på venstre side inn i utformingen av (bio)mekaniske og fysiologiske kraftnevnere og ligninger.

Utgangseffekt er en viktig resultatparameter i sammenhenger med sport og dagligliv hvor toppeffekt kan representere både økt ytelse i tilpasset idrett eller enkel funksjon under aktiviteter i dagliglivet22. Videre, i kombinasjon med energiforbruk et kan brukes til å evaluere ytelsen i form av brutto mekanisk effektivitet17,18,23 (dvs. hvor en mer dyktig person ville kreve mindre intern energi for å produsere samme mengde ekstern kraftproduksjon). Fra et eksperimentelt perspektiv er utgangseffekt en parameter som må kontrolleres tett under en test, fordi endringer i utgangseffekten har direkte innflytelse på alle ytelsesresultater som push-tid, restitusjonstid24og mekanisk effektivitet25. Derfor er kontroll og rapportering av effekt avgjørende for alle studier knyttet til manuell rullestolfremdrift.

Overground testing er gullstandarden når det gjelder gyldighet (dvs. inerti, luftfriksjon, optisk flyt og dynamisk bevegelse)26, men standardisering av ekstern utgangseffekt, hastighet og tilhørende miljøforhold er mye vanskeligere, og repeterbarhet over tid lider. Overground rullestol-relaterte studier startet på 1960-tallet27,28 og fokusert på den fysiske belastningen av hjul mobilitet. Selv om det er avgjørende i datatolkning og forståelse8,20, var forestillinger om ekstern utgangseffekt begrenset til observasjon av de interne metabolske kostnadene når du utfører ulike aktiviteter på forskjellige overflater. I dag kan målehjul brukes til å måle utgangseffekt29,30 og ned-tester på kysten31,32 kan utføres for å utlede friksjonstapene under fremdrift og dermed utgangseffekt.

Ulike laboratoriebaserte teknologier ble utviklet for rullestolspesifikk treningstesting33,alt fra en rekke ergometre til forskjellig størrelse og merker av tredemøller. Tredemøller anses å være nærmest overground testing i form av gyldighet34 og har blitt brukt siden 1960-tallet for rullestol trening testing35,36. Før testing må tredemøllens helling og hastighet kontrolleres regelmessig. Selv tredemøller fra samme merke og gjøre kan variere betydelig og endring i deres atferd over tid37. For fastsettelse av ekstern utgangseffekt, brukes en dratest20,36 for den individuelle rullestolbrukerkombinasjonens totale rullende og interne drakraft38. Kraftsensoren for dragtesten må også periodisk kalibreres. For eksperimentell individualisering av protokollen i form av generell ekstern belastning av wheeling over tid og mellom, har et trinssystem (Figur 2) blitt utformet som et alternativ for tidligere hellingsavhengige gradienter av lasting36.

Et annet alternativ for standardisert rullestol trening testing har vært bruk av stasjonære ergometre33, fra enkle off-the hylle ergometer løsninger39 mot høyt spesialiserte databaserte og instrumenterte ergometre40. Svært få er kommersielt tilgjengelige. Det enorme mangfoldet i ergometerteknologi og mekaniske egenskaper introduserer store ukjente grader av variasjon blant testresultatene33. Ergometre og rullestoler må kobles til eller iboende smeltet sammen av design. Luftfriksjon er ikke tilstede og oppfattet inerti er begrenset til den simulerte inertia på hjulene, og bevegelse opplevd i bagasjerommet, hodet og armene under fremdrift, mens rullestolbrukeren er i hovedsak stasjonær. Ergometeret tillater sprint eller anaerob testing samt isometrisk testing, hvis hjulene kan være tilstrekkelig blokkert.

En grunnleggende metodikk for manuell hjulmobilitetsforskning i laboratoriebaserte studier presenteres. Et kort syn på feltbasert rullestolforskningsmetodikk og potensielle resultater er også gitt. Det sentrale fokuset er å kontrollere og måle ekstern effekt (W) i både felt- og laboratoriebaserte eksperimenter. Fastsettelsen av intern utgangseffekt gjennom spirometri er også lagt til, da dette ofte brukes til å bestemme grov mekanisk effektivitet. Bortsett fra gjennomføringen av god praksis, er målet å produsere diskusjoner om eksperimentell standardisering og internasjonal informasjonsutveksling. Den nåværende studien vil primært adressere handrim rullestol fremdrift og målingen derav fordi det er den mest fremtredende formen for manuelt hjul mobilitet i vitenskapelig litteratur. Men forestillinger som diskuteres nedenfor er like gyldige for andre rullestolfremdriftsmekanismer (f.eks. spaker, sveiv41).

Gjeldende protokoll beskriver standardisering og måling av utgangseffekt under overground, tredemølle og rullestol ergometer-basert testing under steady-state fremdrift på 1,11 m / s. Som et eksempel vil rullende friksjon først bli bestemt i overground testing med en coast-down test. Ved hjelp av dette estimatet av friksjon, vil utgangseffekter bli satt i tredemølle og ergometer tester ved hjelp av tilgjengelige protokoller fra forskningslitteraturen. For tredemølletester bestemmes friksjon med en dragtest, og utgangseffekten justeres ved hjelp av et trinssystem. For ergometertester brukes et datastyrt ergometer til å matche ekstern utgangseffekt med overground-testen.

Protocol

Denne studien ble godkjent av den lokale etiske komiteen (Etisk komité Human Movement Sciences) ved University Medical Center Groningen. Alle deltakerne signerte skriftlig informert samtykke.

1. Studiedesign og oppsett

  1. Instruer deltakeren og innhente informert samtykke i tråd med institusjonens etiske komité.
  2. Bestem beredskapen for fysisk aktivitet for deltakerne ved å utføre en grunnlinjevurdering med spørreskjemaet for fysisk aktivitetsvar 42,43.
  3. Utfør pasientscreening med en lege.
  4. Bestem deg for en fast utgangseffekt for alle deltakere (f.eks. 10–20 W ved 1,11 m/s), en relativ effekt (f.eks. 0,25 W/kg kroppsvekt ved 1,11 m/s), eller en "realistisk" individuell effekt basert på en overflate av interesse (basert på en kyst-ned-test).
  5. La deltakeren bli kjent med overbakken, tredemølle og ergometerforhold før testing.
  6. Kontroller dekktrykket og den totale rullestolmekanikken før hver måling og blås dekkene til 600 kPa om nødvendig.
    MERK: For å oppnå gyldige steady-state resultater for kardiopulmonal overkroppsarbeid og grov mekanisk effektivitet (ME), bør man følge en minimumsvarighet på 3 min per submaximal (opptil 70% topp treningskapasitet) treningsblokk for å oppnå steady-state trening med et respiratorisk utvekslingsforhold under 144,45. Spesielt i handrim fremdrift, må rullestolhastigheten forbli innenfor et komfortabelt eller gjennomførbart område (0,56-2,0 m/s) for å utelukke motorkontrollproblemer46,47,48, noe som betyr at strømøkninger fortrinnsvis styres av trinn i motstand.

2. Ekstern utgangseffekt under testing av overbakken

  1. Utfør ned-testen på overflaten av interesse. Plasser deltakeren i en aktiv posisjon og så standardisert som mulig: føtter på fotstøtten, hendene på fanget og ser rett frem (posisjonen skal reflektere posisjonen under fremdrift).
    MERK: Hver bevegelse endrer midten av massen, noe som endrer rullemotstanden.
  2. Akselerere rullestolen til høy hastighet.
    MERK: Dette kan også gjøres av deltakeren.
  3. La rullestolen avta til en fullstendig stillstand uten forstyrrelser.
  4. Registrere tids- og hastighetsdata under retardasjonen (f.eks. med målehjul eller inertielle måleenheter). Se pkt. 2.4.1 og 2.4.2.
    1. Registrere data ved hjelp av målehjul.
      1. Bytt ut rullestolhjulene med et målehjul og den inertielle dummyen (Materialtabell),helst mens deltakeren ikke sitter i rullestolen.
        MERK: Dette eksemplet er for OptiPush-hjulet. Andre hjul kan ha forskjellige kalibreringskrav.
      2. Slå på målehjulet med på/av-bryteren.
      3. Slå på den bærbare datamaskinen med USB Bluetooth-mottakeren og tilhørende programvare.
      4. Åpne programvaren på datamaskinen.
      5. Koble hjulet til programvaren ved å velge riktig kommunikasjonsport (COM). Hvis riktig COM-port ikke vises i listen, trykker du oppdater for å oppdatere listen og prøver på nytt. Trykk på Neste.
      6. Fyll ut de obligatoriske feltene på skjermbildet Klientoppsett. Trykk på Neste.
        MERK: Vær spesielt oppmerksom på innstillingene for hjulstørrelse og hjulside.
      7. Samle offset data ved å trykke Start i hjuloppsettet og sakte spinne hjulet uten å berøre handrim før den røde sirkelen blir grønn. Du kan også trykke Hopp over for å hoppe over dette trinnet hvis prosedyren allerede er utført siden forrige hjulinstallasjon. Trykk på Neste.
      8. Hvis du vil samle inn data, trykker du Post i skjermbildet Datainnsamling. Gjenoppta den vanlige kyst-ned protokollen herfra.
        MERK: Skript for analyse av målehjuldata er tilgjengelige i tilleggsmaterialet 1.
    2. Registrere dataene ved hjelp av inertielle måleenheter (IMUer).
      1. Fest IMUene (Materialtabell)til rullestolen: en på hvert hjulnav og en i midten under setet. Skriv ned hvilken IMU som er festet hvor og i hvilken retning for senere referanse.
      2. Slå på IMUene og koble IMUene til datamaskinen ved hjelp av filen NGIMU Synkronisert Nettverksbehandling.
      3. Hvis du vil samle inn data, går du til Verktøy, velger deretter Dataloggerog trykker Start. Gjenoppta den vanlige kyst-ned protokollen herfra.
        MERK: Skript for analyse av IMU-data er tilgjengelige i tilleggsmaterialet 2.
  5. Gjenta prosedyren for ned-ned-kysten (2.1-2.4) og samle inn frem og tilbake-data for å redusere påvirkningen av ujevne overflater.
  6. Åpne coast_down_test-programvaren på en datamaskin. Trykk importer data for å importere datafilen for ned-ned-kysten (målehjulet eller IMU). Velg delene utenfor kysten ned i dataene ved hjelp av glidebryteren i diagrammet til høyre og trykk på Grip valg.
  7. Angi deltaker- og rullestolvekt i Innstillinger-delen. Trykk på Beregn resultater. Skriv ned den gjennomsnittlige rullende friksjonen (N) og rullefriksjonskoeffisienten. Trykk eksporter for å lagre alle (meta)data for senere referanse.
    MERK: Når konstant friksjon ikke kan antas på grunn av luftdrag (dvs. i de fleste idrettsmiljøer) blir analysen litt mer kompleks. Protokollen er identisk, men den opprinnelige hastigheten bør trolig være høyere. I dette tilfellet må en ikke-lineær differensialligning løses, og at ligningen må passe med en kurvemontør (f.eks Levenberg-Marquardt)49.



    I denne ligningen er den øyeblikkelige hastigheten og er den første hastigheten ved starten av retardasjon. gjenspeiler den hastighetsavhengige friksjonen og gjenspeiler den uavhengige friksjonen (). Skript for analyse av ned-test utenfor kysten er tilgjengelig i tilleggsmaterialet 3 og det grafiske brukergrensesnittet (GUI) for analyse av ned-tester fra kysten som brukes i trinn 2.7, er tilgjengelig i tilleggsmaterialet 4.

3. Ekstern utgangseffekt under tredemølletesting

  1. Karakterisering av tredemølle
    1. Mål beltehastigheten til den lastede tredemøllen med et kalibrert turteller for å finne ut hva tredemølleinnstillingen må brukes (f.eks. for 1,11 m/s tredemøllen må settes til 4,1 km/t på displayet i stedet for 4,0 km/t).
      MERK: Du kan også bestemme beltehastigheten ved å måle beltelengden og telle ti rotasjoner mens du tar opp tiden med et stoppeklokke/videokamera.
    2. Mål tredemøllevinklene ved hjelp av en vinkelsensor. Se etter konsistens ved å gjenta målingene og se etter hysterese ved å gjenta målingene i synkende rekkefølge.
      MERK: Kontroller tredemøllehastigheten med et turteller og vinkler med en vinkelsensor under hver måling hvis påliteligheten er lav.
  2. Dra test: kalibrering
    1. Slå på strømforsyningen til trekktestkraftsensoren minst 30 min før kalibrering.
    2. Heng kraftsvingeren vertikalt og juster med en selvutjevnende laser eller vinkelsensor.
    3. Konfigurer dratestdatamaskinen og koble kraftsensoren til datamaskinen. Åpne ADA3-programvaren på dratestdatamaskinen, og trykk kalibrerkraftsensoren.
    4. Fest kjente (kalibrert) vekter (1-10 kg med 1 kg trinn) til sensoren og registrer de digitale verdiene.
    5. Monter en lineær regresjonsligning for å bestemme forholdet mellom påført belastning og målt spenning ved å fortsette i ADA3-programvaren.
    6. Gjenta (3.2.1-3.2.5) hvis rot-mean-square feilen (RMSE) overstiger 0,13 N37.
  3. Utføre en dratest
    1. Slå på strømforsyningen minst 30 min før måling.
    2. Konfigurer dratestdatamaskinen og koble kraftsensoren til datamaskinen. Åpne ADA3-programvaren på dratestdatamaskinen, og trykk på Strømtabellmålinger.
    3. Plasser rullestolbrukerkombinasjonen på tredemøllen. Plasser deltakeren i en aktiv posisjon og så standardisert som mulig: føtter på fotstøtten, hendene på fanget og ser rett frem (posisjonen skal reflektere posisjonen under fremdrift). Instruer deltakeren om å opprettholde samme posisjon gjennom hele testen.
    4. Mål forskyvningen av lastcellen ved å registrere kraft uten tau festet ved hjelp av ADA3-programvaren. Trykk på OK.
    5. Koble rullestolen til kraftsvingeren med et lett tau. Sørg for at lastcellen og tauet er horisontalt på linje med rullestolens bakhjulsaksel.
    6. Akselerer beltet til ønsket hastighet, i dette tilfellet 1,11 m/s (4,1 km /t på displayet).
    7. Øk hellingen av tredemøllen, vent til tredemøllens og rullestolbrukerkombinasjonen er stabil, og registrer kraften og vinkelen. Gjenta for 10 stadig brattere vinkler (1,5-6% i 0,5% trinn).
    8. Tilpass en lineær regresjon ved hjelp av vinkelen og kraft ved hjelp av ADA3-programvaren ved å klikke Neste. Beregn kraften i nullvinkelen på tredemøllen.
      MERK: Avskjæringen av regresjonsligningen kan ikke brukes hvis tredemøllevinkelen har en forskyvning.
    9. Gjenta dratesten (3.3.3-3.3.8) hvis RMSE for den lineære regresjonslinjen overskrider 0,5 N37.
  4. Stille inn utgangseffekt på en tredemølle
    1. Beregn ønsket utgangseffekt og bestem testhastigheten.
      MERK: For gjeldende protokoll er dette lik resultatene som er oppnådd i trinn 2.7.
    2. Beregn den nødvendige skivene vekten ved å trekke dra testfriksjonen (fra trinn 3.3.8) fra målfriksjonen (fra trinn 2.7).
    3. Plasser remskiven foran eller bak tredemøllen og sørg for at den er sentrert. Fest remskiven til rullestolen og sørg for at tauet er jevnt. Instruer deltakeren om at vekten i trinsen kan flytte rullestolen.
    4. Fest vekten (vanligvis mellom 0-1 kg) til trinssystemet ved hjelp av en kurv med kjent lav masse og en karabiner. Øk vekten langsomt om nødvendig til ønsket utgangseffekt oppnås.
      MERK: Du kan også endre utgangseffekten ved å endre tredemøllens vinkel basert på strømtabellen fra en dratest.

4. Ekstern utgangseffekt under ergometerbasert testing

  1. Slå på ergometeret minst 30 min før måling. Start den tilknyttede programvaren på datamaskinen.
  2. Trykk på deltakerwidgeten, og trykk deretter på Legg til.... Gi deltakeren en ID og skriv inn kroppsvekten til deltakeren. Trykk på OK.
  3. Trykk på rullestolikonet på Enhet-menyen. Fyll ut rullestolspesifikasjonene i skjemaet. Trykk på OK.
    MERK: Kroppsvektvariabelen er viktig, fordi den vil påvirke simuleringen fra ergometeret.
  4. Trykk på protokollkontrollprogrammet. Opprett en egendefinert protokoll ved å velge Legg til.... Velg Egendefinert protokoll, og trykk neste. Gi protokollen et passende navn, og trykk på Opprett.
  5. Velg Stadier, og klikk på Legg til stadium og motstand. Sett motstanden mot friksjonskoeffisienten oppnådd med ned-testen fra kysten i avsnitt 2. Still inn målhastigheten i 4 km/t, og trykk på OK (figur 3).
  6. Konfigurer deltakerskjermen. Fjern alle kontrollprogrammer fra skjermen. Klikk Legg til kontrollprogram, og velg kontrollprogrammet for rullestolretning, og dra den inn i skjermen (Figur 4).
  7. Juster rullestolen på rullene ved hjelp av justeringssystemet. Fest rullestolen ved hjelp av fire-beltesystemet. Kontroller at hjulene ikke berører ergometeret og er riktig justert.
  8. Plasser deltakeren i en aktiv posisjon og så standardisert som mulig: føtter på fotstøtten, hendene på fanget og ser rett frem (posisjonen skal reflektere posisjonen under fremdrift). Instruer deltakeren om å opprettholde samme posisjon gjennom hele testen.
  9. Kalibrer ergometeret med den tilhørende programvaren ved å trykke på Trådkors-knappen i Enhet-menyen, og trykk Start kalibrering.
    MERK: Skript for analyse av ergometerdata er tilgjengelige i tilleggsmaterialet 5.

5. Interne anslag over utgangseffekt under håndfelg rullestolfremdrift

  1. Slå på spirometeret i minst 45 minutter før kalibreringer eller testing.
  2. Kalibrer spirometeret i henhold til fabrikkens retningslinjer ved hjelp av tilhørende programvare, inkludert kalibreringer for turbin, referansegass, romluft og forsinkelse.
    MERK: Romluft- og referansegasskalibreringer skal utføres før hver test.
    1. Utfør en turbinkalibrering.
      1. Trykk på Turbin i kalibreringsmenyen. Koble turbinen med en optoelektronisk leser til spirometeret. Koble kalibreringssprøyten til et kjent volum til turbinen.
      2. Når enheten er klar, utfører du seks kontrollerte og komplette strøk med stempelet. Trykk på Avslutt-ikonet.
    2. Utfør en referansegasskalibrering.
      1. Trykk på Referansegass i kalibreringsmenyen. Koble trykkregulatoren til kalibreringssylinderen med en kjent konsentrasjon av blandet gass.
        MERK: Sylinderen må være åpen, men trykkregulatoren må være lukket.
      2. Koble prøvetakingslinjen til prøvetakingskontakten på spirometeret og la den andre enden stå frakoblet. La spirometeret skylle analysatorene. Sørg for at prøvetakingslinjen er langt fra utåndet gass.
      3. Når du blir bedt om av spirometeret, koble den frie enden av prøvetakingslinjen til trykkregulatoren på kalibreringssylinderen og åpne regulatoren. Avslutt med Avslutt-ikonet etter at kalibreringen er avsluttet.
    3. Utfør en romluftkalibrering.
      1. Koble prøvetakingslinjen til prøvetakingskontakten på spirometeret og la den andre enden være fri. Avslutt med Avslutt-ikonet etter at kalibreringen er avsluttet.
    4. Utfør en forsinkelseskalibrering.
      1. Koble turbinen til den optoelektroniske leseren og koble prøvetakingsrøret. Kontroller at begge er koblet til spirometeret.
      2. Synkroniser pusten med det akustiske signalet. Dette kan utføres av operatøren.
        MERK: Denne prosedyren må gjentas hver gang et prøvetakingsrør endres. Rengjør eller bytt masken som brukes til denne prosedyren før du gir den til deltakeren.
      3. Avslutt med Avslutt-ikonet etter at kalibreringen er avsluttet.
  3. Sett spirometermasken på deltakeren. Juster de elastiske båndene på hodehetten for å skape en tett forsegling rundt motivets ansikt.
    MERK: Koble eventuelt en pulsmåler til spirometeret og la deltakeren bruke pulsbeltet.
  4. Fest slangen til spirometeret slik at det ikke forstyrrer bevegelsen.
  5. Trykk på Test, og angi deretter et nytt emne på visning av spirometeret.
  6. For submaximal trening testing velge pusten-for-pusten modus. For å starte opptaket trykker du på Opptak-tasten på spirometeret.
    MERK: Skript for analyse av spirometerdata er tilgjengelige i tilleggsmaterialet 6.

6. Testprosedyre

  1. Instruer deltakeren om å utføre 4 min steady-state trening med ønsket hastighet (1,11 m/s).
    1. Instruer deltakeren om å bruke hastighetstilbakemelding til å holde seg (i gjennomsnitt) med ønsket hastighet.
      MERK: Hastighet kan vises fra målehjulet eller IMUene fra sine respektive bærbare datamaskiner i overground-tilstand. Bærbare datamaskiner har krok-og-loop stropper som tillater fiksering på bena.
    2. Instruer deltakeren om å bli (i gjennomsnitt) i midten av tredemøllen for tredemølletilstanden.
    3. Be deltakeren se på hastigheten og retningstilbakemeldingen på ergometerskjermen i ergometertilstanden og holde den (i gjennomsnitt) innenfor målområdet.
  2. Start en stoppeklokke og spirometeret (trinn 5.6) samtidig.
    MERK: Dette kan gjøres uten en ekstern utløser, da tidsforskjellen fra å trykke start er ubetydelig mens du bruker pusten-for-pusten spirometri.
  3. Etter 30 s starter du rullestolfremdriften.
    MERK: For tredemølle- og ergometerforholdene innebærer dette å starte tredemølle eller ergometer. Når du bruker et målehjul (trinn 2.4.1.8) eller IMUer (trinn 2.4.2.3) starter de også.
    1. Bruk rundeknappen i overground tilstand for å markere hjørnene av sporet.
  4. Etter ytterligere 4 min under testen, uten forvarsel, instruerer deltakeren om å slutte å skyve rullestolen.
    MERK: I tredemølletilstanden er det nødvendig med noen ekstra trykk før beltet stopper.

Representative Results

Ved hjelp av den nevnte prosedyren ble utgangseffekten bestemt for 17 kjente (to 30 min økter med praksis) dyktige deltakere med en overground frem og tilbake coast-down test (gjennomsnitt av fem studier). Profilen fra kysten ned ble preget av et målehjul i en jevn sykehusgang. Etterpå ble deltakerne målt under overground (25,0 x 9,0 m krets), tredemølle (2,0 x 1,2 m), og ergometer rullestol fremdrift. Utgangseffekten i tredemøllen og ergometermodalitetene ble matchet med overground tilstanden ved hjelp av protokollene som er beskrevet i dette papiret.

Utgangseffekten ble hentet fra samme målehjul i tre blokker på 4 min rullestolfremdrift etter en forkjentiseringsblokk av lik lengde. Bare siste minutt av hver blokk ble brukt til analyse, forutsatt steady-state fremdrift. For de overjordiske fremdriftsdataene ble bare de lange straightene (25 m) brukt. Alle data (pre-)behandling ble utført i Python 3.7 (Python Software Foundation). ICC estimater og deres 95% konfidensintervaller ble beregnet i R 3.3.4 (R Core Team), ved hjelp av en enkelt-rating, absolutt-avtale, tilfeldigeffekter modell.

Gjennomsnittlig kombinert vekt i rullestolbrukersystemet var 92,6 kg (± 8,3). Gjennomsnittlig forventet effekt fra ned-testen var 9,7 W (± 1,6). Utgangseffekten som beregnet fra målehjulet var lavere for overground 8.1 W (± 1.4), tredemølle 7,8 W (± 1,9) og ergometer 8,7 W (± 2,2) rullestolfremdrift. Den gjennomsnittlige forskjellen mellom måleffekt og målt effekt var -1,6 (± 1,6), -1,8 (± 1,4), -1,0 (± 1,0) W for henholdsvis overground, tredemølle og ergometerfremdrift. Disse resultatene vises også i tabell 1, figur 5og figur 6.

Utgangseffekt for overground fremdrift viste en dårlig til moderat (ICC: 0,38, CI: 0.00-0.73) avtale med målutgangen. I motsetning viste tredemølle fremdrift dårlig til gode (ICC: 0,45, CI: 0.00-0.79) avtale og ergometer fremdrift viste dårlig til utmerket (ICC: 0,77, CI: 0.11-0.93) avtale. Absolutt feil var negativt korrelert med utgangseffekt for fremdrift på ergometeret (r = -0,55, p = 0,02), men ikke for de to andre forholdene (overground: r = 0,47, p = 0,06; tredemølle: r = 0,22, p = 0,40).

Avtalen mellom forholdene var dårlig til moderat (ICC: 0,49, CI: 0.20-0.74). Innenfor modalitet (mellom de tre 4 min blokker) pålitelighet var god-til-utmerket for overground (ICC: 0,91, CI: 0.82-0.97) og tredemølle (ICC: 0,97, CI: 0.93-0.99) fremdrift og moderat til utmerket for ergometer fremdrift (ICC: 0.97, CI: 0.71-0.99). Ergometeren så ut til å fungere verre over tid, noe som ble bekreftet av en gjentatt tiltak ANOVA (F(2, 32) = 64,7 , p < 0,01), men det var ingen tidseffekt for overground (F (2, 32) = 0,9 , p = 0,418) og tredemølle (F(2, 32) = 0,9 , p = 0,402) fremdrift.

Figure 1
Figur 1: Strømbalanse som brukes på manuell rullestolfremdrift. Put:ekstern utgangseffekt (W); ME: grov mekanisk effektivitet (%); F: mener å motstå kraft; V: gjennomsnittlig coasting hastighet; A: arbeid per push eller syklus (J); fr: hyppigheten av pushs eller sykluser (1/s); Pint: interne tap (W); Pluft: aerodynamisk motstand (W); Proll: rullende friksjon (W); Pinkl: tap på grunn av tilbøyelighet (W). Dette tallet er gjengitt fra van der Woude et al.20. Vennligst klikk her for å vise en større versjon av dette tallet.

Figure 2
Figur 2: Tredemølleoppsett. Venstre: Skivene oppsett for å øke den eksterne utgangseffekten på en tredemølle under fremdrift. Ikke sant: Dra testoppsettet for å måle friksjonskreftene under tredemølle rullestolfremdrift. Vennligst klikk her for å vise en større versjon av dette tallet.

Figure 3
Figur 3: Protokollinnstillingsvinduet for rullestolergometeret. Utgangseffekten kan stilles inn ved å velge en utgangseffekt og en målhastighet eller en rullende friksjon og en målhastighet. Vennligst klikk her for å vise en større versjon av dette tallet.

Figure 4
Figur 4: Tilbakemelding på rullestolergometeret i form av et linjeplott. Venstre og høyre rullehastigheter er plottet. Deltakerne bør prøve å holde en jevn hastighet mens de går i en rett linje (ved å holde linjen på skjermen horisontal). Hastighetsdata utjevnes med et glidende vindu som kan endres i innstillingene. Vennligst klikk her for å vise en større versjon av dette tallet.

Figure 5
Figur 5: Relative og absolutte forskjellsfordelinger mellom friksjon utenfor kysten og målt effekt under overground (OG), tredemølle (TM) og ergometer (WE) rullestolfremdrift. Værhår viser 1,5 x interkvartilområdet. Vennligst klikk her for å vise en større versjon av dette tallet.

Figure 6
Figur 6: Bland-Altman plott for kyst-ned friksjon og målt utgangseffekt under overground (venstre), tredemølle (midten), og ergometer (høyre) rullestol fremdrift. De mørkegrå stiplede linjene indikerer det sammenslåtte gjennomsnittet for en kombinasjon, og de røde stiplede linjene er gjennomsnittet + 1,96 standardavvik. Vennligst klikk her for å vise en større versjon av dette tallet.

Verdi tosidig (W)2 Forskjell med mål Forskjell med mål (%) Forskjell med mål (abs) Avtale med mål-PO (ICC)3 Pålitelighet mellom blokker (ICC)3
Mål po1 9,68 (± 1,57) i.a i.a i.a. i.a i.a.
Overground PO 8.12 (± 1,41) -1,56 (± 1,57) -15,30 (± 13,70) 1,72 (± 1,57) 0.38 (0.00−0.73)* 0.91 (0.82−0.97)*
Tredemølle PO 7,84 (± 1,92) -1,84 (± 1,38) -18,98 (± 13,42) 1,91 (± 1,16) 0.45 (0.00−0.79)* 0.97 (0.93−0.99)*
Ergometer PO 8,65 (± 2,24) -1,02 (± 0,97) -11,82 (± 11,94) 1,16 (± 0,78) 0.77 (0.11−0.93)* 0.97 (0.71−0.99)*
1. Beregnet fra kyst-ned friksjon. 2. Bestemmes med målehjulet. 3. Toveis, absolutt avtale, faste ratere med 95% konfidensintervaller. * p < 0,001.

Tabell 1: Sammenligning av innstilt utgangseffekt og faktisk utgangseffekt målt med et målehjul.

Faktorer Rullende motstand
Kroppsmasse ↑ ↑
Rullestolmasse ↑ ↑
Dekktrykk ↓ ↑
Hjulstørrelse ↑ ↓ ↓
Hardhetsgulv ↓ ↑
Camber vinkel ↑ ?
Tå inn/ut ↑ ↑↑↑↑↑↑↑↑
Castor shimmy ↑ ↑
Senter for masse på bakhjul ↓ ↓
Sammenleggbar ramme ↑
Vedlikehold ↓ ↑

Tabell 2: Faktorer som påvirker rullende friksjon og utgangseffekt under manuell rullestolfremdrift. Denne tabellen er gjengitt fra van der Woude et al.8.

Tillegg materiale 1. Vennligst klikk her for å vise denne filen (Høyreklikk for å laste ned).

Tillegg Materiale 2. Vennligst klikk her for å vise denne filen (Høyreklikk for å laste ned).

Tillegg materiale 3. Vennligst klikk her for å vise denne filen (Høyreklikk for å laste ned).

Tillegg materiale 4. Vennligst klikk her for å vise denne filen (Høyreklikk for å laste ned).

Tillegg materiale 5. Vennligst klikk her for å vise denne filen (Høyreklikk for å laste ned).

Tillegg materiale 6. Vennligst klikk her for å vise denne filen (Høyreklikk for å laste ned).

Discussion

I de forrige avsnittene ble det presentert en tilgjengelig metodikk for å bestemme og standardisere utgangseffekten for ulike laboratoriebaserte modaliteter. I tillegg ble det gjort en sammenligning mellom innstilt utgangseffekt og målt utgangseffekt under jevn statlig fremdrift. Selv om systematiske feil var til stede så vel som litt variasjon, er verktøyene som presenteres bedre enn alternativet: ikke standardisering i det hele tatt. Disse resultatene ligner på en annen studie som rapporterte målt utgangseffekt og satt utgangseffekt50. Videre var enighet mellom forholdene dårlig til moderat, noe som indikerer at ekstra oppmerksomhet bør betales ved sammenligning av studier ved hjelp av ulike modaliteter. Som forventet presenterte ergometertilstanden det enkleste miljøet for å standardisere fra operatørens perspektiv. Ergometeren presterte bedre i høyfriksjonsinnstillingene. Blokkene (3 x 4 min) innenfor en modalitet viste god til utmerket og moderat til utmerket avtale. Interessant, ergometer utført verre over tid, muligens på grunn av sensor drift. Derfor kan det være klokt å kalibrere ergometeret mellom hver blokk. Vær oppmerksom på at disse resultatene er for lavintensitets steady-state trening og kan variere for ulike protokoller.

Mindre mekaniske eller ergonomiske endringer i rullestolbrukerkombinasjonen kan ha stor innvirkning på eksperimentelle utfall12,51. Materialvedlikehold og full bevissthet om kjøretøy mekaniske prinsipper er avgjørende for ytelsesresultater og gyldigheten av eksperimentet. Bilmekanikerne (f.eks. masse-, hjulstørrelser, dekktype og trykk, justering) og passform (f.eks. posisjon, masse, masse, frontplanet) av rullestolbrukerkombinasjon vil bestemme rullende og luftdra i kombinasjon med miljøforhold. Massen og orienteringen av midten av massen vil påvirke rullende drag med hensyn til de større bakhjulene og de mindre hjul hjulene foran. Et sammendrag av faktorer som påvirker rullende friksjon presenteres i tabell 2. Videre er rullestolen ofte individualisert. Bortsett fra intervensjonsforholdene (f.eks. bilmekanikere eller grensesnitt) ved hver test, må rullestolforholdene også være konstante og dets bilmekanikere, inkludert ramme, sete og dekk bør kontrolleres. Dekkene må være på et fast trykk over tester og blant enkeltpersoner. Viktige sjekkpunkter52 er mulige friksjonspunkter, bakre hjulposisjon og potensielle endringer i hjuljustering36,53,54,55.

Overground testing krever også ambulant teknologi for hver av indikatorene for kardiopulmonal belastning, kinematikk, eller kinetikk utfall. Dette kan oppfylles, men det praktiske ved komplekse målinger er begrenset i et ikke-forskningsmiljø. Coast-down tester er spesifikke for den enkelte rullestol-bruker kombinasjon og rullende overflate. De er imidlertid statiske, så de fanger kanskje ikke opp alle egenskapene til rullestolbrukerkombinasjonen56. De er spesielt følsomme for endringer i sentrum av massen, noe som kan forklare de små forskjellene mellom nedadundertesten og den målte overjordiske utgangseffekten. Disse begrensningene finnes også i drag test og ergometer kalibrering, som også påtar seg en statisk posisjon av rullestolbrukeren.

Dratesten måler de motstridende kreftene til rullende og intern dra av hver enkelt rullestolbrukerkombinasjon. Det er tydelig følsomt for bilmekanikere av rullestolen, men også posisjon og kroppsorientering av brukeren. En standardisert prosedyre er viktig20,36, hvor ved en konstant beltehastighet, bruker-rullestol kombinasjonen trekkes over beltet blir koblet til en endimensjonal kalibrert krafttransduser på rammen av tredemøllen i en rekke skråningvinkler (Figur 2). En tredemølleadapter for lastceller som kan justeres til høyden på rullestolens midtakse er nødvendig. Ved hjelp av lineær regresjonsanalyse gir et statisk estimat av gjennomsnittlig drakraft på tredemøllebeltet ved null helling for en gitt rullestolbrukerkombinasjon, noe som gir gjennomsnittlig ekstern utgangseffekt med produktet av beltehastighet og drakraft. Dratesten er robust med hensyn til små forskjeller i utførelsen av testen av ulike operatører (f.eks. tauets posisjon)37.

Selv om noen ganger antatt en tilsynelatende enkel test, krever hver av testelementene i dragtesten forståelse av den underliggende teorien og opplæringen på alle detaljene i prosedyrene8. I likhet med ned-testen, er denne testen spesielt følsom for endringer i sentrum av masse. Videre atferd og følsomhet av belastningmåler-baserte krafttransdusere, deres konsekventkalibrering (dvs. presisjon av kalibreringvekter, sekvens av montering)20,36,37, samt noen av prosedyrene for drag test som er følsomme for endringer i hastighet eller tilbøyelighet vinkel av tredemøllen alle må vurderes. Dette betyr at tredemøllen selv må kontrolleres og kalibreres i tillegg37. Konsekvent bevissthet om slike støygenererende fenomener må spores og utføres i den daglige eksperimenteringen.

Presisjon en effektbasert simuleringer og deres resultater er fullt avhengig av standardisering, praksis og opplæring av de som utfører eksperimentene. Mangfold av tredemøller, ergometre eller andre elektronisk motordrevne enheter kan være et problem, som vist av De Groot et al.51. I bytte av befolkningsbaserte data bør man være klar over den potensielle rollen til slike forskjeller på testresultatene. I ethvert rullestoleksperiment bør en riktig forklaring på testforholdene og åpen presentasjon av de faktiske verdiene for hastighet, motstand og utgangseffekt presenteres for enhver undergruppe eller måletilstand.

I rullestoleksperimentering er heterogenitet en testprøve vanskelig å unnslippe fra når du fokuserer på de faktiske rullestolbrukerne. Blant dem er personer med ryggmargsskade oftest gjenstand for forskning, fordi de har en tendens til å ha en stabil ryggmargslesjon for resten av livet. Lesjonsnivå, fullstendighet, kjønn, alder, talent og treningsstatus bestemmer heterogeniteten til slike studiegrupper57. Å øke antall deltakere gjennom multisentersamarbeid er en viktig måte å omgå dette på og øke kraften i eksperimentering57– selv i de tidlige stadiene av rehabiliteringen. Denne artikkelen er forhåpentligvis en stepping-stone til en bred diskusjon om rullestol eksperimentering i rehabilitering og adaptive idrettsmiljøer som forhåpentligvis fører til internasjonalt samarbeid og kunnskaputveksling gjennom eksisterende og nye nettverk av forskere. Tilgjengeligheten av tilstrekkelig testinfrastruktur gir konsekvent overvåking og evaluering av fremgang i klinisk rehabilitering, adaptiv sport og utover.

Disclosures

Forfatterne har ingenting å avsløre.

Acknowledgments

Utarbeidelsen av dette manuskriptet ble økonomisk støttet av et stipend fra Samenwerkingsverbog Noord-Nederland (OPSNN0109) og ble co-finansiert av PPP-kvoten til Toppkonsortia for kunnskap og innovasjon av Departementet for økonomiske anliggender.

Materials

Name Company Catalog Number Comments
'coast_down_test' software University Medical Center Groningen - Custom made
ADA3 software University Medical Center Groningen - Custom made
Angle sensor Mitutoyo Pro 360
Calibration weights (0-10kg in 1kg increments) University Medical Center Groningen - Custom made
Drag test force sensor (20kg) AST KAP-E/Z
Extra wide treadmill Motek-forcelink 14-890-0387
IMU sensor set X-IO Technologies NGIMU
Inertial dummy Max Mobility Optipush
Lightweight rope - - Custom made
Lode Ergometry Manager Lode LEM 10
Measurement wheel Max Mobility Optipush
Pulley system University Medical Center Groningen - Custom made
Spirometer COSMED K-5
Stopwatch Oneplus 6T Phone stopwatch
Tachometer Checkline CDT-2000HD
Treadmill attachment for drag test University Medical Center Groningen - Custom made
Weights for pulley (0-2kg in 5g increments) University Medical Center Groningen - Custom made
Wheelchair Küsschall K-series
Wheelchair roller ergometer Lode Esseda

DOWNLOAD MATERIALS LIST

References

  1. Flemmer, C. L., Flemmer, R. C. A review of manual wheelchairs. Disability and Rehabilitation: Assistive Technology. 11 (3), 177-187 (2016).
  2. WHO. World Report on Disability 2011. , WHO Press. Geneva, Switzerland. (2011).
  3. Liu, X., Liu, N., Zhou, M., Lu, Y., Li, F. Bibliometric analysis of global research on the rehabilitation of spinal cord injury in the past two decades. Therapeutics and Clinical Risk Management. 15, 1-14 (2019).
  4. Coe, P. L. Aerodynamic characteristics of wheelchairs. NASA Technical Memorandum 80191. , (1979).
  5. Khoo, S., Li, C., Ansari, P. The Top 50 Most Cited Publications in Disability Sport: A Bibliometric Analysis. Perceptual and Motor Skills. 125 (3), 525-545 (2018).
  6. Cooper, R. A. Wheelchair research progress, perspectives, and transformation. Journal of Rehabilitation Research & Development. 49 (1), 1-5 (2012).
  7. de Groot, S., et al. WHEEL-I: development of a wheelchair propulsion laboratory for rehabilitation. Journal of Rehabilitation Medicine. 46 (6), 493-503 (2014).
  8. van der Woude, L. H., Veeger, H. E., Dallmeijer, A. J., Janssen, T. W., Rozendaal, L. A. Biomechanics and physiology in active manual wheelchair propulsion. Medical Engineering & Physics. 23 (10), 713-733 (2001).
  9. van der Woude, L. H., de Groot, S., Janssen, T. W. Manual wheelchairs: Research and innovation in rehabilitation, sports, daily life and health. Medical Engineering & Physics. 28 (9), 905-915 (2006).
  10. de Groot, S., et al. Course of gross mechanical efficiency in handrim wheelchair propulsion during rehabilitation of people with spinal cord injury: a prospective cohort study. Archives of Physical Medicine and Rehabilitation. 86 (7), 1452-1460 (2005).
  11. van Koppenhagen, C. F., et al. Patterns of Changes in Wheelchair Exercise Capacity After Spinal Cord Injury. Archives of Physical Medicine and Rehabilitation. 94 (7), 1260-1267 (2013).
  12. van der Woude, L. H., et al. Wheelchair racing: effects of rim diameter and speed on physiology and technique. Medicine & Science in Sports & Exercise. 20 (5), 492-500 (1988).
  13. van der Woude, L. H. V., et al. Seat height: effects on submaximal handrim wheelchair performance during spinal cord injury rehabilitation. Journal of Rehabilitation Medicine. 41 (3), 143-149 (2009).
  14. Veeger, H. E., Rozendaal, L. A., van der Helm, F. C. Load on the shoulder in low intensity wheelchair propulsion. Clinical Biomechanics. 17 (3), 211-218 (2002).
  15. Veeger, H. E. J., Vanderwoude, L. H. V., Rozendal, R. H. Load on the upper extremity in manual wheelchair propulsion. Journal of Electromyography and Kinesiology. 1 (4), 270-280 (1991).
  16. Arnet, U., van Drongelen, S., Scheel-Sailer, A., van der Woude, L. H., Veeger, D. H. Shoulder load during synchronous handcycling and handrim wheelchair propulsion in persons with paraplegia. Journal of Rehabilitation Medicine. 44 (3), 222-228 (2012).
  17. Vegter, R., de Groot, S., Lamoth, C., Veeger, D., Van der Woude, L. Initial Skill Acquisition of Handrim Wheelchair Propulsion: A New Perspective. IEEE Transactions on Neural Systems and Rehabilitation Engineering. , (2013).
  18. Vegter, R. J., Lamoth, C. J., de Groot, S., Veeger, D. H., van der Woude, L. H. Inter-individual differences in the initial 80 minutes of motor learning of handrim wheelchair propulsion. PLoS One. 9 (2), e89729 (2014).
  19. van Ingen Schenau, G. J. Cycle power: a predictive model. Endeavour, New Series. 12, (1988).
  20. van der Woude, L. H., de Groot, G., Hollander, A. P., van Ingen Schenau, G. J., Rozendal, R. H. Wheelchair ergonomics and physiological testing of prototypes. Ergonomics. 29 (12), 1561-1573 (1986).
  21. Vegter, R. J. K., de Groot, S., Hettinga, F. J., Veeger, H. E. J., van der Woude, L. H. V. Design of Manually Propelled Wheelchairs: Optimizing a Wheelchair-User Combination. , http://cirrie.buffalo.edu (2010).
  22. Janssen, T., et al. Relationship between physical strain during standardised ADL tasks and physical capacity in men with spinal cord injuries. Spinal Cord. 32 (12), 844 (1994).
  23. de Klerk, R., Lutjeboer, T., Vegter, R. J. K., van der Woude, L. H. V. Practice-based skill acquisition of pushrim-activated power-assisted wheelchair propulsion versus regular handrim propulsion in novices. Journal of Neuroengineering and Rehabilitation. 15 (1), 56 (2018).
  24. Vanderwoude, L. H. V., et al. Manual wheelchair propulsion-Effects of power output on physiology and technique. Medicine & Science in Sports & Exercise. 20 (1), 70-78 (1988).
  25. Hintzy, F., Tordi, N. Mechanical efficiency during hand-rim wheelchair propulsion: effects of base-line subtraction and power output. Clinical Biomechanics. 19 (4), 343-349 (2004).
  26. Chénier, F., Champagne, A., Desroches, G., Gagnon, D. H. Unmatched speed perceptions between overground and treadmill manual wheelchair propulsion in long-term manual wheelchair users. Gait & Posture. 61, 398-402 (2018).
  27. Broucha, L., Krobath, H. Continuous recording of cardiac and respiratory functions in normal and handicapped people. Human Factors. 9 (6), 567-572 (1967).
  28. Clarke, K. Caloric costs of activity in paraplegic persons. Archives of Physical Medicine and Rehabilitation. 47, 427-435 (1966).
  29. Guo, L., Kwarciak, A. M., Rodriguez, R., Sarkar, N., Richter, W. M. Validation of a biofeedback system for wheelchair propulsion training. Rehabilitation Research and Practice. 2011, (2011).
  30. Cooper, R. A. SMARTWheel: From concept to clinical practice. Prosthetics and Orthotics International. 33 (3), 198-209 (2009).
  31. DiGiovine, C., Cooper, R., Dvornak, M. 'Magnificent Milestones and Emerging Opportunities in Medical Engineering' (Cat. No. 97CH36136). Proceedings of the 19th Annual International Conference of the IEEE Engineering in Medicine and Biology Society. 97, IEEE. 1888-1891 (1997).
  32. Theisen, D., Francaux, M., Fay, A., Sturbois, X. A new procedure to determine external power output during handrim wheelchair propulsion on a roller ergometer: a reliability study. International Journal of Sports Medicine. 17 (08), 564-571 (1996).
  33. de Klerk, R., et al. Measuring handrim wheelchair propulsion in the lab: a critical analysis of stationary ergometers. IEEE Reviews in Biomedical Engineering. , In press (2019).
  34. van Ingen Schenau, G. J. Some fundamental aspects of the biomechanics of overground versus treadmill locomotion. Medicine & Science in Sports & Exercise. 12 (4), 257-261 (1980).
  35. Voigt, E. D., Bahn, D. Metabolism and pulse rate in physically handicapped when propelling a wheel chair up and incline. Scandinavian Journal of Rehabilitation Medicine. 1 (3), 101-106 (1969).
  36. Bennedik, K., Engel, P., Hildebrandt, G. Der Rollstuhl. , Schindele Verlag. (1978).
  37. de Groot, S., Zuidgeest, M., van der Woude, L. H. Standardization of measuring power output during wheelchair propulsion on a treadmill Pitfalls in a multi-center study. Medical Engineering & Physics. 28 (6), 604-612 (2006).
  38. Veeger, H. E., van der Woude, L. H., Rozendal, R. H. Wheelchair propulsion technique at different speeds. Scandinavian Journal of Rehabilitation Medicine. 21 (4), 197-203 (1989).
  39. Brattgard, S. O., Grimby, G., Hook, O. Energy expenditure and heart rate in driving a wheelchair ergometer. Scandinavian Journal of Rehabilitation Medicine. 2, 143-148 (1970).
  40. Niesing, R., et al. Computer-controlled wheelchair ergometer. Medical & Biological Engineering & Computing. 28 (4), 329-338 (1990).
  41. van der Woude, L. H., Dallmeijer, A. J., Janssen, T. W., Veeger, D. Alternative modes of manual wheelchair ambulation: an overview. American Journal of Physical Medicine & Rehabilitation. 80 (10), 765-777 (2001).
  42. Thomas, S., Reading, J., Shephard, R. J. Revision of the Physical Activity Readiness Questionnaire (PAR-Q). Canadian Journal of Sport Sciences. 17 (4), 338-345 (1992).
  43. Chisholm, D., et al. PAR-Q validation report: the evaluation of a self-administered pre-exercise screening questionnaire for adults. Victoria: Canada: BC Ministry of Health and Welfare. , (1978).
  44. Poole, D. C., Jones, A. M. Oxygen uptake kinetics. Comprehensive Physiology. 2 (2), 933-996 (2011).
  45. Whipp, B. J., Wasserman, K. Oxygen uptake kinetics for various intensities of constant-load work. Journal of Applied Physiology. 33 (3), 351-356 (1972).
  46. Veeger, H. E., van der Woude, L. H., Rozendal, R. H. Within-cycle characteristics of the wheelchair push in sprinting on a wheelchair ergometer. Medicine & Science in Sports & Exercise. 23 (2), 264-271 (1991).
  47. van der Scheer, J. W., de Groot, S., Vegter, R. J., Veeger, D. H., van der Woude, L. H. Can a 15m-overground wheelchair sprint be used to assess wheelchair-specific anaerobic work capacity? Medical Engineering & Physics. 36 (4), 432-438 (2014).
  48. Van der Woude, L., Van Croonenborg, J., Wolff, I., Dallmeijer, A., Hollander, A. Physical work capacity after 7 wk of wheelchair training: effect of intensity in able-bodied subjects. Medicine & Science in Sports & Exercise. 31 (2), 331-341 (1999).
  49. Fuss, F. K. Influence of mass on the speed of wheelchair racing. Sports Engineering. 12 (1), 41-53 (2009).
  50. Vegter, R. J., Lamoth, C. J., De Groot, S., Veeger, D. H., Van der Woude, L. H. Variability in bimanual wheelchair propulsion: consistency of two instrumented wheels during handrim wheelchair propulsion on a motor driven treadmill. Journal of Neuroengineering and Rehabilitation. 10 (1), 9 (2013).
  51. de Groot, S., Vegter, R. J., van der Woude, L. H. Effect of wheelchair mass, tire type and tire pressure on physical strain and wheelchair propulsion technique. Medical Engineering & Physics. 35 (10), 1476-1482 (2013).
  52. Khasnabis, C., Mines, K., Organization, W. H. Wheelchair service training package: basic level. , World Health Organization. (2012).
  53. Frank, T., Abel, E. Drag forces in wheelchairs. Ergonomics of Manual Wheelchair Propulsion: State of the Art. Concerted Action 'Mobility Restoration for Paralyzed Persons'. Van der Woude, L. H. V., Meijs, P. J. M., Van der Grinten, B. A., De Boer, Y. A. , IOS Press. Amsterdam, Netherlands. 255-267 (1993).
  54. Kauzlarich, J. Wheelchair rolling resistance and tire design. Biomedical Aspects of Manual Wheelchair Propulsion: The State of the Art IIIAssistive Technology Research Series. Van der Woude, L. H. V., Hopman, M. T. E., Van Kemenda, C. H. , IOS Press. Amsterdam, Netherlands. 158-172 (1999).
  55. Brubaker, C. E., McLaurin, C. A. Ergonomics of wheelchair propulsion. Wheelchair III: report of a wheelchair on specially adapted wheelchairs and sports wheelchairs. , 22-37 (1982).
  56. Eydieux, N., et al. Changes in wheelchair biomechanics within the first 120 minutes of practice: spatiotemporal parameters, handrim forces, motor force, rolling resistance and fore-aft stability. Disability and Rehabilitation: Assistive Technology. , 1-9 (2019).
  57. de Groot, S., et al. Demographics of the Dutch multicenter prospective cohort study 'Restoration of mobility in spinal cord injury rehabilitation'. Spinal Cord. 44 (11), 668-675 (2006).

Tags

Medisin Utgave 156 rullestoler fremdriftsteknikk motoriske ferdigheter effektivitet ergonomi ergometri biomekaniske fenomener
Bestemme og kontrollere ekstern utgangseffekt under vanlig handrim rullestol fremdrift
Play Video
PDF DOI DOWNLOAD MATERIALS LIST

Cite this Article

de Klerk, R., Vegter, R. J. K.,… More

de Klerk, R., Vegter, R. J. K., Leving, M. T., de Groot, S., Veeger, D. H. E. J., van der Woude, L. H. V. Determining and Controlling External Power Output During Regular Handrim Wheelchair Propulsion. J. Vis. Exp. (156), e60492, doi:10.3791/60492 (2020).

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