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Medicine

Bestimmung und Steuerung der externen Leistung während des regulären Handrim-Rollstuhlantriebs

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

Eine genaue und standardisierte Bewertung der externen Leistung ist entscheidend für die Bewertung physiologischer, biomechanischer und wahrgenommener Belastungen, Belastungen und Kapazitäten im manuellen Rollstuhlantrieb. Der aktuelle Artikel stellt verschiedene Methoden zur Bestimmung und Steuerung der Leistung während Rollstuhlantriebsstudien im Labor und darüber hinaus vor.

Abstract

Die Verwendung eines manuellen Rollstuhls ist für 1% der Weltbevölkerung von entscheidender Bedeutung. Die Forschung über die Mobilität mit menschlichem Antrieb ist erheblich ausgereift, was dazu geführt hat, dass in den letzten Jahrzehnten verbesserte Forschungstechniken verfügbar geworden sind. Um das Verständnis von Radmobilität, Überwachung, Schulung, Kompetenzerfassung und Optimierung der Rollstuhl-Benutzer-Oberfläche in Rehabilitation, Alltag und Sport zu verbessern, Analysen erforderlich sind. Ein entscheidender Schritt ist die genaue Messung und Standardisierung der externen Leistung (gemessen in Watt), die für die Interpretation und den Vergleich von Experimenten zur Verbesserung der Rehabilitationspraxis, der Aktivitäten des täglichen Lebens, und adaptiven Sportarten. Die verschiedenen Methoden und Vorteile einer genauen Leistungsbestimmung bei Obergrund-, Laufband- und Ergometertests werden ausführlich vorgestellt und diskutiert. Der Überbodenantrieb bietet den äußerlich gültigsten Modus zum Testen, aber die Standardisierung kann lästig sein. Der Laufbandantrieb ähnelt mechanisch dem Oberlaufantrieb, aber Das Drehen und Beschleunigen ist nicht möglich. Ein Ergometer ist am stärksten eingeschränkt und die Standardisierung ist relativ einfach. Ziel ist es, bewährte Verfahren und Standardisierung zu fördern, um die Weiterentwicklung der Theorie und ihrer Anwendung unter Forschungseinrichtungen und angewandten klinischen und Sportwissenschaften auf der ganzen Welt zu erleichtern.

Introduction

Mit schätzungsweise 1% der Weltbevölkerung, die heute von Radmobilität abhängig sind1,2, taucht ein konsistenter Fluss internationaler Forschungsarbeit zunehmend in internationalen Fachzeitschriften in verschiedenen Bereichen wie Rehabilitation1,3, Ingenieurwesen4und Sportwissenschaften5,6auf. Dies führt zu einer wachsenden Wissensbasis und einem Verständnis der Komplexität dieser gemeinsamen Art der menschlichen Ambulation. Für die kontinuierliche Weiterentwicklung und Umsetzung von Rehabilitations- und adaptiven Sportpraktiken besteht jedoch Bedarf an weiterem internationalen Austausch und Zusammenarbeit in der Forschung. Integral in solchen kollaborativen Netzwerken sind eine verbesserte Standardisierung von Versuchs- und Messverfahren und -technologie. Darüber hinaus ist eine konsequente Umsetzung einer genauen Leistungsüberwachung der Rollstuhlfahrer-Kombination im Labor und/oder im Feld wichtig für eine optimale individuelle Funktion und Partizipation, während ein gesunder und aktiver Lebensstil über die Lebensdauer des Einzelnen7,8,9aufrechterhalten wird.

Experimentell wird der manuelle Rollstuhlantrieb bei stationären oder Spitzenübungsbedingungen10,11 oft als zyklische Oberkörperbewegung zur Untersuchung der Rollstuhl-Benutzer-Schnittstelle12,13, Muskel-Skelett-Belastung14,15,16, und Motorlernen und Geschicklichkeitserwerb17,18. Die kombinierten biomechanischen und physiologischen Vorstellungen von zyklischen Bewegungen ermöglichen die Verwendung des "Power Balance", eines Modellierungsansatzes, der ursprünglich von Van Ingen Schenau19 für Eisschnelllauf und Radfahren eingeführt und später in der manuellen Radmobilitäteingeführtwurde 8,20,21. Abbildung 1 zeigt ein Leistungsbilanzdiagramm für den manuellen Rollstuhlantrieb. Es konvergiert aus einer Auswahl kritischer Leistungsfaktoren für die Rollstuhlfahrer-Kombination und ihre drei zentralen Komponenten (Rollstuhl, Benutzer und deren Schnittstelle) auf der linken Seite in das Layout von (bio-)mechanischen und physiologischen Leistungsnennern und Gleichungen.

Die Leistung ist ein wichtiger Ergebnisparameter im Kontext von Sport und Alltag, wo Spitzenleistung sowohl eine erhöhte Leistung in angepassten Sportarten als auch eine einfache Funktion bei Aktivitäten im täglichen Leben darstellen kann22. Darüber hinaus kann es in Kombination mit dem Energieverbrauch verwendet werden, um die Leistung in Bezug auf den brutto mechanischen Wirkungsgrad17,18,23 zu bewerten (d. h., wenn ein qualifizierterer Mensch weniger interne Energie benötigen würde, um die gleiche Menge an externer Leistung zu erzeugen). Aus experimenteller Sicht ist die Leistung ein Parameter, der während eines Tests streng kontrolliert werden muss, da Änderungen der Leistung auf alle Leistungsergebnisse wie Push-Zeit, Recovery-Zeit24und mechanische Effizienz25von direktem Einfluss sind. Daher ist die Kontrolle und Meldung der Leistung für alle Studien zum manuellen Rollstuhlantrieb von wesentlicher Bedeutung.

Überbodenprüfung ist der Goldstandard in Bezug auf Gültigkeit (d. h. Trägheit, Luftreibung, optischer Fluss und dynamische Bewegung)26, aber die Standardisierung der externen Leistung, Geschwindigkeit und damit verbundene Umgebungsbedingungen ist viel schwieriger, und wiederholbarkeit im Laufe der Zeit leidet. Die überirdischen Rollstuhlstudien begannen in den 1960er Jahren27,28 und konzentrierten sich auf die körperliche Belastung der Radmobilität. Obwohl entscheidend für die Dateninterpretation und das Verständnisvon 8,20, waren Begriffe über die externe Leistung auf die Beobachtung der internen Stoffwechselkosten beschränkt, wenn verschiedene Aktivitäten auf verschiedenen Oberflächen durchgeführt wurden. Heute können Messräder verwendet werden, um die Leistung29,30 und Coast-Down-Tests31,32 zu messen, um die Reibungsverluste während des Antriebs und damit die Leistung abzuleiten.

Für rollstuhlspezifische Übungstests wurden verschiedene laborbasierte Technologien entwickelt33, die von einer Vielzahl von Ergometern bis hin zu unterschiedlich großen und Marken von Laufbändern reichen. Laufbänder gelten als der oberirdischen Prüfung in Bezug auf die Gültigkeit34 am nächsten und werden seit den 1960er Jahren für Rollstuhlübungen35,36verwendet. Vor der Prüfung müssen Die Steigung und Geschwindigkeit des Laufbandes regelmäßig überprüft werden. Auch Laufbänder von der gleichen Marke und Marke können sich erheblich unterscheiden und sich im Laufe der Zeit in ihrem Verhalten ändern37. Zur Bestimmung der externen Leistung wird ein Drag Test20,36 für die gesamte Roll- und Innenwiderstandskraft38der einzelnen Rollstuhlfahrerkombination verwendet. Auch der Kraftsensor für den Luftwiderstandstest muss regelmäßig kalibriert werden. Für die experimentelle Individualisierung des Protokolls in Bezug auf die gesamte externe Belastung im Zeitverlauf und zwischen Densubjekten wurde als Alternative für die bisherigen hangabhängigen Steigungen der Belastung36ein Riemenscheibensystem (Abbildung 2) entwickelt.

Eine weitere Alternative für standardisierte Rollstuhlübungen war die Verwendung von stationären Ergometern33, von einfachen Off-the-Shelf-Ergometerlösungen39 bis hin zu hochspezialisierten computergestützten und instrumentierten Ergometern40. Nur sehr wenige sind kommerziell erhältlich. Die enorme Vielfalt an Ergometertechnologie und mechanischen Eigenschaften führt zu großen unbekannten Variabilitätsgraden unter den Testergebnissen33. Ergometer und Rollstühle müssen durch Design verbunden oder inhärent verschmolzen werden. Die Luftreibung ist nicht vorhanden und die wahrgenommene Trägheit beschränkt sich auf die simulierte Trägheit auf den Rädern und die Bewegung, die im Kofferraum, Kopf und in den Armen während des Antriebs erlebt wird, während der Rollstuhlfahrer im Wesentlichen stationär ist. Das Ergometer ermöglicht Sprint- oder anaerobe Tests sowie isometrische Tests, wenn die Räder ausreichend blockiert werden können.

Eine grundlegende Methodik für die manuelle Radmobilitätsforschung in laborbasierten Studien wird vorgestellt. Außerdem wird ein kurzer Überblick über die feldbasierte Rollstuhlforschungsmethodik und ihre potenziellen Ergebnisse gegeben. Im Mittelpunkt steht die Steuerung und Messung der externen Leistung (W) sowohl in Feld- als auch in Laborexperimenten. Die Bestimmung der internen Leistung durch Spirometrie wird ebenfalls hinzugefügt, da diese häufig zur Bestimmung der groben mechanischen Effizienz verwendet wird. Neben der Umsetzung bewährter Verfahren sollen Diskussionen über experimentelle Standardisierung und internationalen Informationsaustausch geführt werden. Die aktuelle Studie wird sich in erster Linie mit dem handrimrollstuhlten Rollstuhlantrieb und deren Messung befassen, da er die prominenteste Form der manuellen Mobilität in der wissenschaftlichen Literatur ist. Die nachstehend erörterten Begriffe gelten jedoch auch für andere Rollstuhlantriebsmechanismen (z. B. Hebel, Kurbeln41).

Das aktuelle Protokoll beschreibt die Standardisierung und Messung der Leistung bei Ober-, Laufband- und Rollstuhlergometer-basierten Tests bei stationärem Antrieb bei 1,11 m/s. So wird beispielsweise die Rollreibung zunächst in oberirdischen Tests mit einem Küsten-Down-Test bestimmt. Anhand dieser Reibungsschätzung werden die Leistungsausgänge im Laufband und ergometer-Tests anhand verfügbarer Protokolle aus der Forschungsliteratur eingestellt. Bei Laufbandtests wird die Reibung mit einem Luftwiderstandstest bestimmt und die Leistung mit einem Riemenscheibensystem eingestellt. Für die Ergometertests wird ein computergesteuertes Ergometer verwendet, um die externe Leistung mit dem Oberlauftest abzugleichen.

Protocol

Diese Studie wurde von der lokalen Ethikkommission (Ethical Committee Human Movement Sciences) am University Medical Center Groningen genehmigt. Alle Teilnehmer unterzeichneten ihre schriftliche Einwilligung in Kenntnis der Sachlage.

1. Studiendesign und -einrichtung

  1. Den Teilnehmer anweisen und im Einklang mit dem Ethikausschuss der Institution eine informierte Zustimmung einholen.
  2. Bestimmen Sie die Bereitschaft der Teilnehmer zur körperlichen Aktivität, indem Sie eine Basisbewertung mit dem Fragebogen zur körperlichen Aktivitätsbereitschaft42,43durchführen.
  3. Führen Sie ein stationäres Screening mit einem Arzt durch.
  4. Entscheiden Sie sich für eine feste Leistung für alle Teilnehmer (z.B. 10 x 20 W bei 1,11 m/s), eine relative Leistung (z. B. 0,25 W/kg Körpergewicht bei 1,11 m/s) oder eine "realistische" individuelle Leistung auf Basis einer Oberfläche von Interesse (basierend auf einem Coast-Down-Test).
  5. Erlauben Sie dem Teilnehmer, sich vor dem Testen mit den Ober-, Laufband- und Ergometerbedingungen vertraut zu machen.
  6. Überprüfen Sie vor jeder Messung den Reifendruck und die gesamte Rollstuhlmechanik und blasen Sie die Reifen bei Bedarf auf 600 kPa auf.
    ANMERKUNG: Um gültige stationäre Ergebnisse für kardiopulmonale Oberkörperarbeit und grobe mechanische Effizienz (ME) zu erhalten, sollte man sich an eine Mindestdauer von 3 min pro Submaximal (bis zu 70% Spitzenübungskapazität) Übungsblock halten, um stationäre Bewegung mit einem Atemaustauschverhältnis unter 144,45zu erreichen. Gerade beim Handrimantrieb muss die Rollstuhlgeschwindigkeit in einem komfortablen oder machbaren Bereich (0,56 x 2,0 m/s) bleiben, um Motorsteuerungsprobleme46,47,48auszuschließen, was bedeutet, dass Leistungsschritte vorzugsweise durch Widerstandsstufengesteuert werden.

2. Externe Leistung bei oberirdischen Tests

  1. Führen Sie den Küsten-Down-Test auf der Oberfläche von Interesse. Positionieren Sie den Teilnehmer in einer aktiven Position und so standardisiert wie möglich: Füße auf der Fußstütze, Hände auf der Runde und geradeaus schauen (die Position sollte die Position während des Antriebs reflektieren).
    HINWEIS: Jede Bewegung verändert den Massenmittelpunkt, was den Rollwiderstand ändert.
  2. Beschleunigen Sie den Rollstuhl auf eine hohe Geschwindigkeit.
    HINWEIS: Dies kann auch vom Teilnehmer durchgeführt werden.
  3. Lassen Sie den Rollstuhl unbeirrend zum Stillstand kommen.
  4. Zeichnen Sie die Zeit- und Geschwindigkeitsdaten während der Verzögerung auf (z.B. mit Messrädern oder Trägesteinheiten). Siehe Abschnitte 2.4.1 und 2.4.2.
    1. Zeichnen Sie Daten mit Messrädern auf.
      1. Ersetzen Sie die Räder des Rollstuhls durch ein Messrad und die Trägzattrappe (Materialtabelle), vorzugsweise, während der Teilnehmer nicht im Rollstuhl sitzt.
        HINWEIS: Dieses Beispiel gilt für das OptiPush-Rad. Andere Räder können unterschiedliche Kalibrierungsanforderungen haben.
      2. Schalten Sie das Messrad mit dem Ein-/Ausschalter ein.
      3. Schalten Sie den Laptop mit dem USB-Bluetooth-Empfänger und der zugehörigen Software ein.
      4. Öffnen Sie die Software auf dem Computer.
      5. Verbinden Sie das Rad mit der Software, indem Sie den richtigen Kommunikationsanschluss (COM) auswählen. Wenn der richtige COM-Port nicht in der Liste angezeigt wird, drücken Sie die Aktualisierung, um die Liste zu aktualisieren, und versuchen Sie es erneut. Drücken Sie Weiter.
      6. Füllen Sie die erforderlichen Felder auf dem Bildschirm Client-Setup aus. Drücken Sie Weiter.
        HINWEIS: Achten Sie besonders auf die Einstellungen für die Radgröße und die Radseite.
      7. Sammeln Sie Offset-Daten, indem Sie Start im Radaufbau drücken und das Rad langsam drehen, ohne die Handfelge zu berühren, bis sich der rote Kreis in Grün verwandelt. Drücken Sie alternativ auf Überspringen, um diesen Schritt zu überspringen, wenn die Prozedur bereits seit der letzten Radinstallation ausgeführt wurde. Drücken Sie Weiter.
      8. Um Daten zu sammeln, drücken Sie auf Datensatz im Bildschirm Datensammlung. Setzen Sie das reguläre Coast-Down-Protokoll von hier aus fort.
        HINWEIS: Skripte zur Analyse von Messraddaten sind im Ergänzungsmaterial 1verfügbar.
    2. Zeichnen Sie die Daten mithilfe von Trägialmesseinheiten (IMUs) auf.
      1. Befestigen Sie die IMUs (Table of Materials) am Rollstuhl: eine an jeder Radnabe und eine in der Mitte unter dem Sitz. Notieren Sie sich, welche IMU wo und in welcher Ausrichtung für eine spätere Referenz angebracht ist.
      2. Schalten Sie die IMUs ein, und verbinden Sie die IMUs mithilfe der ausführbaren ausführbaren Ausführbaren NGIMU Synchronized Network Manager mit dem Computer.
      3. Um Daten zu sammeln, gehen Sie zu Extras, wählen Sie dann Datenloggeraus, und drücken Sie Start. Setzen Sie das reguläre Coast-Down-Protokoll von hier aus fort.
        HINWEIS: Skripte für die Analyse von IMU-Daten sind im Ergänzenden Material 2verfügbar.
  5. Wiederholen Sie den Coast-Down-Vorgang (2.1-2.4) und sammeln Sie Hin- und Her-Daten, um den Einfluss unebener Oberflächen zu reduzieren.
  6. Öffnen Sie die coast_down_test Software auf einem Computer. Drücken Sie Importdaten, um die Data-Datei an der Küste (Messrad oder IMU) zu importieren. Wählen Sie Coast-Down-Abschnitte in den Daten aus, indem Sie den Schieberegler im Diagramm auf der rechten Seite verwenden und die Grab-Auswahldrücken.
  7. Legen Sie das Teilnehmer- und Rollstuhlgewicht im Abschnitt Einstellungen fest. Drücken Sie Die Berechnung summieren. Notieren Sie den mittleren Walzreibungs- (N) und den Rollreibungskoeffizienten. Drücken Sie Export, um alle (Meta-)Daten für eine spätere Referenz zu speichern.
    HINWEIS: Wenn eine konstante Reibung aufgrund von Luftwiderstand (d. h. in den meisten Sportumgebungen) nicht angenommen werden kann, wird die Analyse etwas komplexer. Das Protokoll ist identisch, aber die Anfangsgeschwindigkeit sollte wahrscheinlich höher sein. In diesem Fall muss eine nichtlineare Differentialgleichung gelöst werden, und diese Gleichung muss mit einem Kurvenmonteur (z.B. Levenberg-Marquardt)49passen.



    In dieser Gleichung ist die momentane Geschwindigkeit und ist die Anfangsgeschwindigkeit am Beginn der Verzögerung. reflektiert die geschwindigkeitsabhängige Reibung und reflektiert die geschwindigkeitsunabhängige Reibung (). Skripte für die Analyse von Coast-Down-Tests finden Sie im Ergänzenden Material 3 und die grafische Benutzeroberfläche (GUI) für die Analyse von Coast-Down-Tests, die in Schritt 2.7 verwendet werden, im Ergänzenden Material 4.

3. Externe Leistung bei Laufbandtests

  1. Profilbandcharakterisierung
    1. Messen Sie die Gurtgeschwindigkeit des beladenen Laufbandes mit einem kalibrierten Schrittmesser, um zu bestimmen, welche Laufbandeinstellung verwendet werden muss (z. B. muss das Laufband für 1,11 m/s auf 4,1 km/h auf dem Display statt 4,0 km/h eingestellt werden).
      HINWEIS: Alternativ können Sie die Gurtgeschwindigkeit bestimmen, indem Sie die Gurtlänge messen und zehn Drehungen zählen, während Sie die Zeit mit einer Stoppuhr/Videokamera aufzeichnen.
    2. Messen Sie die Laufbandwinkel mit einem Winkelsensor. Überprüfen Sie die Konsistenz, indem Sie die Messungen wiederholen, und überprüfen Sie die Hysterese, indem Sie die Messungen in absteigender Reihenfolge wiederholen.
      HINWEIS: Überprüfen Sie die Laufbandgeschwindigkeit mit einem Tachometer und Winkeln mit einem Winkelsensor während jeder Messung, wenn ihre Zuverlässigkeit gering ist.
  2. Drag-Test: Kalibrierung
    1. Schalten Sie die Stromversorgung des Schleppprüfkraftsensors mindestens 30 min vor der Kalibrierung ein.
    2. Halten Sie den Kraftaufnehmer vertikal aus und richten Sie ihn an einem selbstnivellierenden Laser oder Winkelsensor aus.
    3. Richten Sie den Drag-Testcomputer ein, und schließen Sie den Kraftsensor mit dem Computer an. Öffnen Sie die ADA3-Software auf dem Drag-Test-Computer und drücken Sie den Kraftsensor kalibrieren.
    4. Befestigen Sie bekannte (kalibrierte) Gewichte (1-10 kg mit 1 kg Schritten) am Sensor und registrieren Sie die digitalen Werte.
    5. Passen Sie eine lineare Regressionsgleichung an, um die Beziehung zwischen angewendeter Last und gemessener Spannung zu bestimmen, indem Sie in der ADA3-Software fortfahren.
    6. Wiederholen Sie (3.2.1-3.2.5), wenn der Root-Mean-Square-Fehler (RMSE) 0,13 N37überschreitet.
  3. Ausführen eines Dragtests
    1. Schalten Sie das Netzteil mindestens 30 min vor der Messung ein.
    2. Richten Sie den Drag-Testcomputer ein, und schließen Sie den Kraftsensor mit dem Computer an. Öffnen Sie die ADA3-Software auf dem Drag-Testcomputer und drücken Sie Power-Tischmessungen.
    3. Platzieren Sie die Rollstuhlfahrer-Kombination auf dem Laufband. Positionieren Sie den Teilnehmer in einer aktiven Position und so standardisiert wie möglich: Füße auf der Fußstütze, Hände auf der Runde und geradeaus schauen (die Position sollte die Position während des Antriebs reflektieren). Weisen Sie den Teilnehmer an, während des gesamten Tests die gleiche Position beizubehalten.
    4. Messen Sie den Offset der Wägezelle durch Aufzeichnungskraft ohne Seil, das mit der ADA3-Software befestigt ist. Drücken Sie OK.
    5. Verbinden Sie den Rollstuhl mit einem leichten Seil an den Kraftwandler. Stellen Sie sicher, dass die Wägezelle und das Seil horizontal mit der Hinterradachse des Rollstuhls ausgerichtet sind.
    6. Beschleunigen Sie den Gurt auf die gewünschte Geschwindigkeit, in diesem Fall 1,11 m/s (4,1 km/h auf dem Display).
    7. Erhöhen Sie die Neigung des Laufbandes, warten Sie, bis die Position des Laufbandes und der Rollstuhlfahrer-Kombination stabil ist, und erfassen Sie die Kraft und den Winkel. Wiederholen Sie dies für 10 zunehmend steile Winkel (1,5-6 % in 0,5% Schritten).
    8. Passen Sie eine lineare Regression mithilfe des Winkels und der Kraft mithilfe der ADA3-Software an, indem Sie auf Weiterklicken. Berechnen Sie die Kraft im Nullwinkel des Laufbandes.
      ANMERKUNG: Der Abfang der Regressionsgleichung kann nicht verwendet werden, wenn der Laufbandwinkel einen Versatz hat.
    9. Wiederholen Sie den Ziehtest (3.3.3-3.3.8), wenn die RMSE der linearen Regressionslinie 0,5 N37überschreitet.
  4. Einstellen der Ausgangsleistung auf einem Laufband
    1. Berechnen Sie die gewünschte Leistung und bestimmen Sie die Prüfgeschwindigkeit.
      HINWEIS: Für das aktuelle Protokoll entspricht dies den Ergebnissen in Schritt 2.7.
    2. Berechnen Sie das erforderliche Riemenscheibengewicht, indem Sie die Reibung des Luftwiderstandsversuchs (ab Schritt 3.3.8) von der Zielreibung (ab Schritt 2.7) subtrahieren.
    3. Positionieren Sie die Riemenscheibe vor oder hinter dem Laufband und stellen Sie sicher, dass sie zentriert ist. Befestigen Sie die Riemenscheibe am Rollstuhl und stellen Sie sicher, dass das Seil eben ist. Weisen Sie den Teilnehmer an, dass das Gewicht in der Riemenscheibe den Rollstuhl bewegen könnte.
    4. Befestigen Sie das Gewicht (in der Regel zwischen 0-1 kg) mit einem Korb mit bekannter geringer Masse und einem Karabiner am Riemenscheibensystem. Erhöhen Sie bei Bedarf langsam das Gewicht, bis die gewünschte Leistung erreicht ist.
      HINWEIS: Alternativ können Sie die Leistung ändern, indem Sie den Winkel des Laufbandes basierend auf der Leistungstabelle von einem Drag-Test ändern.

4. Externe Leistung bei ergometerbasierten Tests

  1. Schalten Sie das Ergometer mindestens 30 min vor der Messung ein. Starten Sie die zugehörige Software auf dem Computer.
  2. Drücken Sie das Widget "Teilnehmer", und drücken Sie dann Add.... Geben Sie dem Teilnehmer eine ID und geben Sie das Körpergewicht des Teilnehmers ein. Drücken Sie OK.
  3. Drücken Sie das Rollstuhlsymbol im Menü Gerät. Füllen Sie die Rollstuhlspezifikationen in das Formular aus. Drücken Sie OK.
    HINWEIS: Die Körpergewichtsvariable ist wichtig, da sie die Simulation des Ergometers beeinflusst.
  4. Drücken Sie das Protokoll-Widget. Erstellen Sie ein benutzerdefiniertes Protokoll, indem Sie Hinzufügen.... Wählen Sie Custom Protocol und drücken Sie Weiter. Geben Sie dem Protokoll einen entsprechenden Namen, und drücken Sie Create.
  5. Wählen Sie Stages aus, und klicken Sie auf Bühne und Widerstand hinzufügen . Stellen Sie den Widerstand gegen den Reibungskoeffizienten ein, der mit dem Küsten-Down-Test in Abschnitt 2 erhalten wurde. Legen Sie die Zielgeschwindigkeit auf 4 km/h fest und drücken Sie OK (Abbildung 3).
  6. Richten Sie den Teilnehmerbildschirm ein. Entfernen Sie alle Widgets vom Bildschirm. Klicken Sie auf Widget hinzufügen und wählen Sie das Widget Rollstuhlrichtung aus und ziehen Sie es in den Bildschirm (Abbildung 4).
  7. Richten Sie den Rollstuhl mit dem Ausrichtsystem auf die Rollen aus. Befestigen Sie den Rollstuhl mit dem Vier-Gürtel-System. Stellen Sie fest, dass die Räder das Ergometer nicht berühren und richtig ausgerichtet sind.
  8. Positionieren Sie den Teilnehmer in einer aktiven Position und so standardisiert wie möglich: Füße auf der Fußstütze, Hände auf der Runde und geradeaus schauen (die Position sollte die Position während des Antriebs reflektieren). Weisen Sie den Teilnehmer an, während des gesamten Tests die gleiche Position beizubehalten.
  9. Kalibrieren Sie das Ergometer mit der zugehörigen Software, indem Sie die Fadenkreuztaste im Menü Gerät drücken und die Kalibrierung starten.
    HINWEIS: Skripte für die Analyse von Ergometerdaten sind im Ergänzenden Material 5verfügbar.

5. Interne Schätzungen der Leistung während des Handrandrollstuhlantriebs

  1. Schalten Sie das Spirometer mindestens 45 min ein, bevor Sie Kalibrierungen oder Tests durchführen.
  2. Kalibrieren Sie das Spirometer gemäß den Werksrichtlinien mit der zugehörigen Software, einschließlich Kalibrierungen für Turbine, Referenzgas, Raumluft und Verzögerung.
    HINWEIS: Raumluft- und Referenzgaskalibrierungen sollten vor jedem Test durchgeführt werden.
    1. Führen Sie eine Turbinenkalibrierung durch.
      1. Drücken Sie Turbine im Kalibrierungsmenü. Schließen Sie die Turbine mit einem optoelektronischen Lesegerät an das Spirometer an. Schließen Sie die Kalibrierspritze mit einem bekannten Volumen an die Turbine an.
      2. Wenn das Gerät bereit ist, führen Sie sechs kontrollierte und vollständige Schläge mit dem Kolben durch. Drücken Sie das Exit-Symbol.
    2. Führen Sie eine Referenzgaskalibrierung durch.
      1. Drücken Sie Referenzgas im Kalibrierungsmenü. Schließen Sie den Druckregler mit einer bekannten Mischgaskonzentration an den Kalibrierzylinder an.
        HINWEIS: Der Zylinder muss offen sein, aber der Druckregler muss geschlossen werden.
      2. Schließen Sie die Abtastleitung an den Abtastanschluss des Spirometers an, und lassen Sie das andere Ende getrennt. Lassen Sie das Spirometer die Analysatoren spülen. Stellen Sie sicher, dass die Probenahmeleitung weit von ausgeatmetem Gas entfernt ist.
      3. Wenn Sie vom Spirometer dazu aufgefordert werden, schließen Sie das freie Ende der Abtastleitung an den Druckregler am Kalibrierzylinder an und öffnen Sie den Regler. Beenden Sie das Symbol Exit nach dem Ende der Kalibrierung.
    3. Führen Sie eine Raumluftkalibrierung durch.
      1. Schließen Sie die Abtastleitung an den Probenahmeanschluss am Spirometer an und lassen Sie das andere Ende frei. Beenden Sie das Symbol Exit nach dem Ende der Kalibrierung.
    4. Führen Sie eine Verzögerungskalibrierung durch.
      1. Schließen Sie die Turbine an das optoelektronische Lesegerät an und schließen Sie das Probenahmerohr an. Stellen Sie sicher, dass beide mit dem Spirometer verbunden sind.
      2. Synchronisieren Sie die Atmung mit dem akustischen Signal. Dies kann vom Operator ausgeführt werden.
        HINWEIS: Dieses Verfahren muss jedes Mal wiederholt werden, wenn ein Probenahmerohr gewechselt wird. Reinigen oder wechseln Sie die für dieses Verfahren verwendete Maske, bevor Sie sie dem Teilnehmer überlassen.
      3. Beenden Sie das Symbol Exit nach dem Ende der Kalibrierung.
  3. Setzen Sie die Spirometermaske auf den Teilnehmer. Passen Sie die elastischen Bänder an der Kopfkappe an, um eine enge Abdichtung um das Gesicht des Motivs zu schaffen.
    HINWEIS: Schließen Sie optional einen Herzfrequenzmesser an das Spirometer an und lassen Sie den Teilnehmer den Herzfrequenzgurt tragen.
  4. Fixieren Sie den Schlauch des Spirometers, damit er die Bewegung nicht stört.
  5. Drücken Sie Test, und geben Sie dann ein neues Thema auf dem Display des Spirometers ein.
  6. Wählen Sie für submaximale Übungstests den Atem-für-Atem-Modus. Um mit der Aufnahme zu beginnen, drücken Sie die Aufnahmetaste auf dem Spirometer.
    HINWEIS: Skripte für die Analyse von Spirometerdaten sind im Ergänzungsmaterial 6verfügbar.

6. Prüfverfahren

  1. Weisen Sie den Teilnehmer an, 4 min Stationäres Training mit der gewünschten Geschwindigkeit (1,11 m/s) durchzuführen.
    1. Weisen Sie den Teilnehmer an, geschwindigkeitsfeedback zu verwenden, um (im Durchschnitt) bei der gewünschten Geschwindigkeit zu bleiben.
      HINWEIS: Die Geschwindigkeit kann vom Messrad oder den IMUs von ihren jeweiligen Laptops im oberirdischen Zustand angezeigt werden. Die Laptops haben Klettgurte, die eine Fixierung an den Beinen ermöglichen.
    2. Weisen Sie den Teilnehmer an, (im Durchschnitt) in der Mitte des Laufbandes für den Laufbandzustand zu bleiben.
    3. Weisen Sie den Teilnehmer an, die Geschwindigkeits- und Überschriftenrückmeldung auf dem Ergometer-Bildschirm im Ergometerzustand zu betrachten und (im Durchschnitt) innerhalb des Zielbereichs zu halten.
  2. Starten Sie gleichzeitig eine Stoppuhr und das Spirometer (Schritt 5.6).
    HINWEIS: Dies kann ohne einen externen Trigger erfolgen, da der Zeitliche Unterschied zum Pressingstart bei der Verwendung von Atem-by-Atem-Spirometrie vernachlässigbar ist.
  3. Nach 30 s starten Sie den Rollstuhlantrieb.
    HINWEIS: Für die Laufband- und Ergometerbedingungen bedeutet dies, dass das Laufband oder Ergometer gestartet wird. Bei Verwendung eines Messrades (Schritt 2.4.1.8) oder IMUs (Schritt 2.4.2.3) starten Sie diese ebenfalls.
    1. Verwenden Sie die Rundentaste in der oberirdischen Bedingung, um die Ecken der Strecke zu markieren.
  4. Nach weiteren 4 min während des Tests, ohne vorankündigung, weisen Sie den Teilnehmer an, den Rollstuhl nicht mehr zu schieben.
    HINWEIS: Im Laufbandzustand sind einige zusätzliche Stöße erforderlich, bevor der Gurt stoppt.

Representative Results

Mit dem oben genannten Verfahren wurde die Leistung für 17 mitgemachte (zwei 30 min Übungssitzungen) körperbehinderte Teilnehmer mit einem oberirdischen Hin- und Her-Coast-Down-Test (Mittelwert von fünf Versuchen) ermittelt. Das Küstenprofil wurde durch ein Messrad in einem glatten Krankenhausflur charakterisiert. Anschließend wurden die Teilnehmer im Überlandkreis (25,0 x 9,0 m- und Laufband), Laufband (2,0 x 1,2 m) und Ergometer-Rollstuhlantrieb gemessen. Die Leistung im Laufband und die Ergometermodalitäten wurden mit den in diesem Dokument beschriebenen Protokollen mit dem oberirdischen Zustand abgeglichen.

Die Leistung wurde vom gleichen Messrad während drei Blöcken von 4 min Rollstuhlantrieb nach einem einlänglichen Block gleicher Länge erzielt. Nur die letzte Minute jedes Blocks wurde für die Analyse verwendet, unter der Annahme eines stationären Antriebs. Für die oberirdischen Antriebsdaten wurden nur die langen Geraden (25 m) verwendet. Alle Daten (Vor-)Verarbeitung wurde in Python 3.7 (Python Software Foundation) durchgeführt. DIE ICC-Schätzungen und ihre 95 %-Konfidenzintervalle wurden in R 3.3.4 (R Core Team) unter Verwendung eines Modells mit absoluter Übereinstimmung und Zufallseffekten berechnet.

Das mittlere Gesamtgewicht des Rollstuhlfahrersystems betrug 92,6 kg. Die durchschnittliche erwartete Leistung des Coast-Down-Tests betrug 9,7 W (ca. 1,6). Die vom Messrad berechnete Leistung war niedriger für überirdischen 8,1 W (ca. 1,4), Laufband 7,8 W (ca. 1,9) und Ergometer 8,7 W (ca. 2,2) Rollstuhlantrieb. Die durchschnittliche Differenz zwischen der Zielleistung und der gemessenen Leistung betrug -1,6 (-1,6), -1,8 (ca. 1,4), -1,0 (ca. 1,0) W für Über-, Laufband- und Ergometerantrieb. Diese Ergebnisse sind auch in Tabelle 1, Abbildung 5und Abbildung 6dargestellt.

Die Leistung für oberirdische Antriebe zeigte eine schlechte bis mäßige (ICC: 0,38, KI: 0,00-0,73) Übereinstimmung mit der Zielleistung. Im Gegensatz dazu zeigte der Laufbandantrieb eine schlechte Bis-Gut-Vereinbarung (ICC: 0,45, CI: 0,00-0,79) und der Ergometerantrieb zeigte sich schlecht bis ausgezeichnet (ICC: 0,77, CI: 0,11-0,93). Absoluter Fehler korrelierte negativ mit der Leistung für den Antrieb auf dem Ergometer (r = -0,55, p = 0,02), aber nicht für die beiden anderen Bedingungen (überirdisch: r = 0,47, p = 0,06; Laufband: r = 0,22, p = 0,40).

Die Vereinbarung zwischen den Bedingungen war schlecht bis mäßig (ICC: 0.49, CI: 0.20-0.74). Die Zuverlässigkeit innerhalb der Modalität (zwischen den drei 4 min Blöcken) war gut bis hervorragend für Denkmittel (ICC: 0,91, CI: 0,82-0,97) und Laufband (ICC: 0,97, CI: 0,93-0,99) Antrieb und mittel- bis hervorragend für Ergometerantrieb (ICC: 0,97, CI: 0,71-0,99). Das Ergometer schien im Laufe der Zeit schlechter zu funktionieren, was durch eine wiederholte Messung ANOVA (F(2, 32) = 64,7 , p < 0,01) bestätigt wurde, aber es gab keinen Zeiteffekt für den Übergrund (F(2, 32) = 0,9 , p = 0,418) und das Laufband (F(2, 32) = 0,9 , p = 0,402).

Figure 1
Abbildung 1: Leistungsbilanz für den manuellen Rollstuhlantrieb. P-Ausgang: externe Leistung (W); ME: Brutto-mechanische Effizienz (%); F: mittlere Widerstandskraft; V: mittlere Küstengeschwindigkeit; A: Arbeit pro Druck oder Zyklus (J); fr: Frequenz von Stößen oder Zyklen (1/s); Pint: interne Verluste (W); PLuft: aerodynamischer Widerstand (W); P-Rolle: Rollreibung (W); Pinkl.: Verluste aufgrund von Neigung (W). Diese Figur wird aus van der Woude et al.20nachgedruckt. Bitte klicken Sie hier, um eine größere Version dieser Abbildung anzuzeigen.

Figure 2
Abbildung 2: Einrichtung des Laufbandes. Links: Riemenscheiben-Setup, um die externe Leistung auf einem Laufband während des Antriebs zu erhöhen. Rechts: Drag-Test-Setup, um die Reibungskräfte während des Rollband-Rollstuhlantriebs zu messen. Bitte klicken Sie hier, um eine größere Version dieser Abbildung anzuzeigen.

Figure 3
Abbildung 3: Protokoll-Einstellungsfenster für das Rollstuhlergometer. Die Leistung kann durch Die Wahl einer Leistung und einer Zielgeschwindigkeit oder einer Rollreibung und einer Zielgeschwindigkeit eingestellt werden. Bitte klicken Sie hier, um eine größere Version dieser Abbildung anzuzeigen.

Figure 4
Abbildung 4: Rückmeldung auf das Rollstuhlergometer in Form eines Liniendiagramms. Die Geschwindigkeiten der linken und rechten Walze werden geplottet. Die Teilnehmer sollten versuchen, eine konstante Geschwindigkeit zu halten, während sie in einer geraden Linie gehen (durch Beibehaltung der Bildschirmlinie horizontal). Geschwindigkeitsdaten werden mit einem Schiebefenster geglättet, das in den Einstellungen geändert werden kann. Bitte klicken Sie hier, um eine größere Version dieser Abbildung anzuzeigen.

Figure 5
Abbildung 5: Relative und absolute Differenzverteilungen zwischen Coast-Down-Reibung und gemessener Leistung bei Obergrund (OG), Laufband (TM) und Ergometer (WE)-Rollstuhlantrieb. Die Schnurrhaare zeigen das 1,5-fache des Interquartilbereichs. Bitte klicken Sie hier, um eine größere Version dieser Abbildung anzuzeigen.

Figure 6
Abbildung 6: Bland-Altman-Plot für Coast-Down-Reibung und gemessene Leistung bei Obergrund (links), Laufband (Mitte) und Ergometer (rechts) Rollstuhlantrieb. Die dunkelgrau gepunkteten Linien geben den gepoolten Mittelwert für eine Kombination an, und die roten gepunkteten Linien sind der Mittelwert + 1,96 Standardabweichungen. Bitte klicken Sie hier, um eine größere Version dieser Abbildung anzuzeigen.

Wert beidseitig (W)2 Differenz zum Ziel Differenz zum Ziel (%) Differenz zum Ziel (abs) Vereinbarung mit Ziel-PO (ICC)3 Zuverlässigkeit zwischen Blöcken (ICC)3
Ziel PO1 9,68 (€1,57) K.a K.a K.a. K.a K.a.
Overground PO 8,12 (€1,41) -1,56 (€1,57) -15,30 €(€ 13,70) 1,72 (€1,57) 0,38 (0,00 bis 0,73)* 0,91 (0,82 bis 0,97)*
Laufband PO 7,84 (€1,92) -1,84 (€1,38) -18,98 (€13,42) 1,91 (€1,16) 0,45 (0,00 bis 0,79)* 0,97 (0,93 bis 0,99)*
Ergometer PO 8,65 (€2,24) -1,02 (€0,97) -11,82 (€11,94) 1,16 (€0,78) 0,77 (0,11 bis 0,93)* 0,97 (0,71 bis 0,99)*
1. Berechnet aus Deranlandereibung. 2. Mit Messrad bestimmt. 3. Zweiwegige, absolute Vereinbarung, feste Rater mit 95% Konfidenzintervallen. * p < 0,001.

Tabelle 1: Vergleich der eingestellten Leistung und der tatsächlichen Leistung, gemessen mit einem Messrad.

Faktoren Rollwiderstand
Körpermasse € €
Rollstuhl-Masse € €
Reifendruck € €
Radgröße ↓
Härteboden € €
Camber-Winkel ?
Toe-in/out €
Castor shimmy € €
Massenmittelpunkt auf Hinterrädern ↓
Faltrahmen € €
Wartung € €

Tabelle 2: Faktoren, die die Rollreibung und die Leistung beim manuellen Rollstuhlantrieb beeinflussen. Diese Tabelle ist nachgedruckt von van der Woude et al.8.

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Discussion

In den vorhergehenden Abschnitten wurde eine zugängliche Methodik zur Bestimmung und Standardisierung der Leistung für verschiedene laborbasierte Modalitäten vorgestellt. Zusätzlich wurde ein Vergleich zwischen der eingestellten Leistung und der gemessenen Leistung während des stationären Antriebs durchgeführt. Während systematischer Fehler vorhanden war und eine gewisse Variabilität vorhanden war, sind die vorgestellten Werkzeuge besser als die Alternative: überhaupt nicht standardisierend. Diese Ergebnisse ähneln einer anderen Studie, in der die gemessene Leistung und die eingestellte Leistung50gemeldet wurden. Darüber hinaus war die Übereinstimmung zwischen den Bedingungen schlecht bis mäßig, was darauf hindeutet, dass beim Vergleich von Studien mit unterschiedlichen Modalitäten besondere Aufmerksamkeit zu berücksichtigen ist. Wie erwartet, stellte der Ergometerzustand die einfachste Umgebung dar, um aus der Sicht des Bedieners zu standardisieren. Das Ergometer schnitt bei hohen Reibungseinstellungen besser ab. Die Blöcke (3 x 4 min) innerhalb einer Modalität zeigten eine gute bis ausgezeichnete und mäßig-zu-hervorragende Übereinstimmung. Interessanterweise schnitt das Ergometer im Laufe der Zeit schlechter ab, möglicherweise aufgrund von Sensordrift. Daher kann es sinnvoll sein, das Ergometer zwischen jedem Block neu zu kalibrieren. Beachten Sie, dass diese Ergebnisse für eine Konstante mit niedriger Intensität sind und sich für verschiedene Protokolle unterscheiden können.

Geringfügige mechanische oder ergonomische Änderungen in der Rollstuhl-Benutzer-Kombination können einen großen Einfluss auf die experimentellen Ergebnisse haben12,51. Materialpflege und ein umfassendes Bewusstsein für die mechanischen Prinzipien des Fahrzeugs sind für die Leistungsergebnisse und die Gültigkeit des Experiments unerlässlich. Die Fahrzeugmechanik (z.B. Masse, Radgrößen, Reifentyp und Druck, Ausrichtung) und Passform (z.B. Vorschussposition, Masse, Masse, Frontebene) der Rollstuhlfahrerkombination bestimmen das Rollen und den Luftwiderstand in Kombination mit Umgebungsbedingungen. Die Masse und die Ausrichtung des Massenmittelpunkts wirken sich auf den Rollwiderstand in Bezug auf die größeren Hinterräder und die kleineren Rollen vorn aus. Tabelle 2enthält eine Zusammenfassung der Faktoren, die die Walzreibung beeinflussen. Darüber hinaus ist der Rollstuhl oft individualisiert. Abgesehen von den Einsatzbedingungen (z. B. Fahrzeugmechanik oder Schnittstelle) bei jeder Prüfung müssen auch die Rollstuhlbedingungen konstant sein und die Fahrzeugmechanik, einschließlich Rahmen, Sitz und Reifen, überprüft werden. Die Reifen müssen bei einem festen Druck über Tests und unter Einzelpersonen sein. Wichtige Kontrollpunkte52 sind mögliche Reibungspunkte, Hinterradposition und mögliche Änderungen in der Radausrichtung36,53,54,55.

Oberbodentests erfordern auch ambulante Technologie für jeden der Indikatoren für herzkaritatorische Belastung, Kinematik oder Kinematik Ergebnisse. Dies kann erfüllt werden, aber die Praktikabilität komplexer Messungen ist in einem nicht-forschungsorientierten Umfeld begrenzt. Coast-Down-Tests sind spezifisch für die individuelle Rollstuhlfahrer-Kombination und Rollfläche. Sie sind jedoch statisch, so dass sie möglicherweise nicht alle Eigenschaften der Rollstuhlfahrer-Kombination56erfassen. Sie reagieren besonders empfindlich auf Veränderungen im Massenzentrum, was die kleinen Unterschiede zwischen dem Küstentest und der gemessenen oberirdischen Leistung erklären könnte. Diese Einschränkungen finden sich auch im Drag-Test und der Ergometerkalibrierung, die auch eine statische Position des Rollstuhlfahrers annehmen.

Der Drag-Test misst die Widerstandskräfte des Rollens und des Innenwiderstands jeder einzelnen Rollstuhl-Benutzer-Kombination. Es ist deutlich empfindlich auf die Fahrzeugmechanik des Rollstuhls, aber auch auf die Position und Die Körperorientierung des Benutzers. Ein standardisiertes Verfahren ist unerlässlich20,36, wobei bei konstanter Gurtgeschwindigkeit die Benutzer-Rollstuhl-Kombination über den Gurt gezogen wird, der mit einem eindimensionalkalibrierten Kraftwandler am Rahmen des Laufbandes bei einer Reihe von Neigungswinkeln verbunden ist (Abbildung 2). Ein Laufbandadapter für Wägezellen, der an die Höhe der Mittelachse des Rollstuhls angepasst werden kann, ist erforderlich. Die Verwendung der linearen Regressionsanalyse liefert eine statische Schätzung der mittleren Zugkraft am Laufbandband bei Nullneigung für eine bestimmte Rollstuhl-Benutzer-Kombination, die die mittlere externe Leistung mit dem Produkt von Bandgeschwindigkeit und Zugkraft liefert. Der Schlepptest ist robust in Bezug auf kleine Unterschiede in der Ausführung der Prüfung durch verschiedene Bediener (z.B. Position des Seils)37.

Obwohl manchmal von einem scheinbar einfachen Test ausgegangen wurde, erfordert jedes der Testelemente des Drag-Tests das Verständnis der zugrunde liegenden Theorie und Schulung zu allen Details der Verfahren8. Ähnlich wie beim Coast-Down-Test ist dieser Test besonders empfindlich auf Veränderungen im Massenzentrum. Darüber hinaus müssen das Verhalten und die Empfindlichkeit der auf Dehnungsmessstreifen basierenden Kraftwandler, ihre konsistente Kalibrierung (d.h. Genauigkeit der Kalibriergewichte, Montagereihenfolge)20,36,37, sowie alle Verfahren des Ziehtests, die empfindlich auf Geschwindigkeitsänderungen oder Neigungswinkel des Laufbandes reagieren, berücksichtigt werden. Das bedeutet, dass das Laufband selbst überprüft und kalibriert werden muss37. Das konsequente Bewusstsein für solche lärmerzeugenden Phänomene muss in täglichen Experimenten verfolgt und ausgeführt werden.

Die Genauigkeit von leistungsoutputbasierten Simulationen und deren Ergebnisse hängen vollständig von der Standardisierung, Praxis und Schulung der Erlausführenden ab. Die Vielfalt von Laufbändern, Ergometern oder anderen elektronisch angetriebenen Geräten kann ein Problem sein, wie De Groot et al.51zeigen. Im Austausch von bevölkerungsbasierten Daten sollte man sich der potenziellen Rolle solcher Unterschiede bei den Testergebnissen bewusst sein. Bei jedem Rollstuhlexperiment sollten für jede Untergruppe oder Messbedingung eine korrekte Erläuterung der Prüfbedingungen und eine offene Darstellung der tatsächlichen Werte für Geschwindigkeit, Widerstand und Leistung vorgelegt werden.

Beim Rollstuhlexperiment ist die Heterogenität der Testprobe schwer zu entkommen, wenn man sich auf die eigentlichen Rollstuhlfahrer konzentriert. Unter diesen sind Menschen mit einer Rückenmarksverletzung am häufigsten Gegenstand von Forschung, weil sie dazu neigen, eine stabile Rückenmarksläsion für den Rest ihres Lebens zu haben. Läsionsstufe, Vollständigkeit, Geschlecht, Alter, Talent und Ausbildungsstatus bestimmen die Heterogenität solcher Studiengruppen57. Die Erhöhung der Teilnehmerzahl durch multizentrische Zusammenarbeit ist ein wichtiger Weg, dies zu umgehen und die Fähigkeit des Experimentierens zu erhöhen57, auch in den frühen Stadien der Rehabilitation10. Dieses Papier ist hoffentlich ein Sprungbrett zu einer breiten Diskussion über Rollstuhlexperimente in Rehabilitations- und adaptiven Sportgemeinschaften, die hoffentlich zu internationaler Zusammenarbeit und wissensaustausch durch die bestehenden und neuen Netzwerke von Forschern führt. Die Verfügbarkeit einer angemessenen Testinfrastruktur ermöglicht eine konsistente Überwachung und Bewertung der Fortschritte bei der klinischen Rehabilitation, dem adaptiven Sport und darüber hinaus.

Disclosures

Die Autoren haben nichts zu verraten.

Acknowledgments

Die Erstellung dieses Manuskripts wurde durch einen Zuschuss des Samenwerkingsverbandes Noord-Nederland (OPSNN0109) finanziell unterstützt und durch die PPP-Zulage der Top-Konsortien für Wissen und Innovation des Wirtschaftsministeriums kofinanziert.

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

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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).

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