Financement des sociétés américaines et internationales de biomécanique a été fournie pour cette étude.

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

Les auteurs déclarent qu&#39;ils n&#39;ont aucun intérêt financier concurrents.

Pour quantifier les forces et moments communs obtenus pendant le mouvement, un modèle du système d&#39;intérêt de dynamique inverse est nécessaire lorsque l&#39;on travaille avec des données empiriques. Pour la biomécanique des membres inférieurs, des modèles de dynamique inverse représentent généralement le pied, le jambonneau, et la cuisse corps rigides. Entrée pour ces modèles proviennent de trois sources principales: a) mouvement cinématique, b) des forces de réaction au sol, et c) anthropométriques de segment et propriétés d&#39;inertie. les données de mouvement sont collectées avec une variété de systèmes d&#39;analyse de mouvement, mais tous les systèmes fournissent essentiellement la cinématique de base du mouvement (position, vitesse et accélération). les forces de réaction au sol sont recueillies avec un plateau de force et de fournir les forces de contact agissant sur les pieds. Anthropométriques sont des mesures prises directement à partir du corps à l&#39;aide de règles, de bandes flexibles, et / ou étriers. Ces mesures anthropométriques sont utilisées pour estimer les propriétés d&#39;inertie des segments corporels utilisés dans la dynamiquement inversecs analyse. Propriétés d&#39;inertie comprennent la masse, centre de masse (COM) l&#39;emplacement et le moment d&#39;inertie (MOI) du segment par rapport à un axe passant par le COM de segment ou proximale ou distale commune. Méthodes et l&#39;équipement utilisés pour la collecte de données et le mouvement des forces de réaction au sol sont similaires entre les groupes de recherche, mais les estimations d&#39;inertie des segments corporels peuvent varier considérablement entre les chercheurs en fonction de la méthode que le chercheur choisit pour estimer ces propriétés d&#39;inertie. Diverses techniques disponibles pour l&#39;estimation des propriétés d&#39;inertie d&#39;un segment intact du corps humain comprennent: 1) des équations de régression basés sur les données de cadavres 1-5, 2) techniques des modèles mathématiques (c.-à-modèles géométriques) 6,7, et 3) numérisation et d&#39;imagerie 8-15. Beaucoup de ces techniques nécessitent des mesures directes de l&#39;organisme, mais il a été montré précédemment que, indépendamment de la méthode d&#39;estimation utilisée, la précision des segments du corpsestimations d&#39;inertie ment sur ​​la base de ces méthodes est élevé 16. Il a également été montré que les erreurs dans les estimations des propriétés d&#39;inertie des segments du corps intacts ont un impact minimal sur l&#39;ampleur des moments communs obtenus lors de la marche 17,18. Joint moments sont influencées dans une grande mesure par des forces de réaction au sol, les emplacements de centre de pression, des longueurs de bras de moment, et de la cinématique de segment de 17 à 19. Par conséquent, il n&#39;est pas surprenant que les méthodes d&#39;estimation des propriétés d&#39;inertie des segments corporels varient considérablement la littérature lors de l&#39;utilisation des personnes valides comme participants à la recherche, étant donné que de petites erreurs dans ces estimations sont susceptibles d&#39;avoir peu d&#39;impact sur les résultats de l&#39;étude. Beaucoup de ces estimations d&#39;inertie pour un segment de corps intact sont souvent utilisés pour estimer les propriétés d&#39;inertie de prothèses pour les amputés des membres inférieurs. Modernes prothèses des membres inférieurs sont fabriqués avec des matériaux légers résultating dans les prothèses qui sont beaucoup plus légers que les membres qu&#39;ils remplacent. Il en résulte une dissymétrie d&#39;inertie entre la prothèse et l&#39;intégrité physique intacte. Par rapport à une tige typique intact et du pied, la masse d&#39;une prothèse tibiale et membre résiduel est d&#39;environ 35% de moins et a un centre de gravité situé à environ 35% plus près de l&#39;articulation du genou de 20 à 23. La masse plus faible et de la distribution de masse plus proximale de la prothèse produit également un (~ 60%) Le moment d&#39;inertie beaucoup plus faible par rapport à l&#39;articulation du genou pour la prothèse par rapport à celui de la tige et le pied intact. Bien que les chercheurs 24,25 ont déjà suggéré que l&#39;utilisation des estimations d&#39;inertie intactes pour la prothèse ont peu d&#39;effet sur ​​les estimations cinétiques communes, ces comparaisons ont porté sur les moments communs obtenus lors de la phase d&#39;appui de la marche, où la force de réaction du sol domine le moment produit à l&#39; conjointe. Au cours de swing, où les forces de réaction au sol ne sont pas présents, lapropriétés d&#39;inertie réduite de la prothèse sont plus susceptibles d&#39;influer sur les estimations de moments communs qui en découlent. Étant donné que certains chercheurs, par exemple, 26-32 utilisent intactes les propriétés d&#39;inertie du segment pour représenter prothèse propriétés d&#39;inertie et d&#39;autres, par exemple 21-23 estimation prothèse propriétés d&#39;inertie directement, il est important de comprendre l&#39;impact des méthodes choisies pour estimer les propriétés d&#39;inertie de la prothèse . En réduisant le temps nécessaire pour mesurer les propriétés d&#39;inertie de la prothèse était une considération importante dans le développement de notre technique. Dans la technique présentée ici la prothèse reste intact pour toutes les mesures pour réduire les temps de mesure et à éviter les temps additionnels associés à réaligner la prothèse après la mesure. Ainsi, le but de cette étude était double: 1) démontrer une technique qui peut être utilisée directement pour estimer les propriétés d&#39;inertie de abProthèse elow genou, et 2) comparer les effets de la technique proposée et que l&#39;utilisation de membre intact les propriétés d&#39;inertie sur des estimations cinétiques communes lors de la marche dans unilatérales, amputés transtibiaux. Il a émis l&#39;hypothèse que les grandeurs cinétiques conjointes sont plus grandes lorsque les propriétés d&#39;inertie de la tige intacte et le pied sont utilisés comme les estimations d&#39;inertie pour la prothèse par rapport à des mesures directes des propriétés d&#39;inertie de la prothèse.

<table border="0" cellpadding="0" cellspacing="0">
	<tbody>
		<tr height="105">
			<td height="105" style="height:105px;width:216px;">Oscillation Rack &#38; Reaction Board</td>
			<td style="width:144px;">Custom Built</td>
			<td style="width:119px;"></td>
			<td style="width:167px;">Outer cage made from 80/20 aluminum, inner cage from various thicknesses of solid of aluminum.</td>
		</tr>
		<tr height="21">
			<td height="21" style="height:21px;width:216px;">Laboratory scale</td>
			<td style="width:144px;"></td>
			<td style="width:119px;"></td>
			<td style="width:167px;"></td>
		</tr>
		<tr height="63">
			<td height="63" style="height:63px;width:216px;">NI LabView</td>
			<td style="width:144px;">National Instruments</td>
			<td style="width:119px;"></td>
			<td style="width:167px;">Software for recording TTL pulses from infrared photocell.</td>
		</tr>
		<tr height="84">
			<td height="84" style="height:84px;width:216px;">BNC-1050</td>
			<td style="width:144px;">National Instruments</td>
			<td style="width:119px;"></td>
			<td style="width:167px;">BNC Breakout box with direct pin connections to the data acquisition card</td>
		</tr>
		<tr height="105">
			<td height="105" style="height:105px;width:216px;">MATLAB</td>
			<td style="width:144px;">Mathworks Inc.</td>
			<td style="width:119px;"></td>
			<td style="width:167px;">Software for processing oscillation and reaction board data to predict inertial properties of prosthesis.</td>
		</tr>
	</tbody>
</table>

oscillation and reaction board techniques for estimating inertial properties of a below-knee prosthesis

Le but de cette étude était double: 1) démontrer une technique qui peut être utilisée pour estimer directement les propriétés d&#39;inertie d&#39;une prothèse de jambe, et 2) comparer les effets de la technique proposée et que l&#39;utilisation de membre intact les propriétés d&#39;inertie sur des estimations cinétiques communes lors de la marche dans unilatérales, amputés transtibiaux. Un système d&#39;oscillation et le conseil de réaction a été validé et avéré fiable pour mesurer les propriétés d&#39;inertie des solides géométriques connues. Lorsque des mesures directes des propriétés d&#39;inertie de la prothèse ont été utilisés dans la modélisation dynamique inverse de l&#39;extrémité inférieure par rapport aux estimations d&#39;inertie fondés sur une tige intacte et le pied, la cinétique communes de la hanche et du genou étaient significativement plus faibles au cours de la phase d&#39;oscillation de la marche. Les différences dans la cinétique conjointes pendant attitude, cependant, étaient plus petits que ceux observés au cours swing. Par conséquent, les chercheurs se concentrant sur la phase d&#39;oscillation de la marche doivent considérer l&#39;impact de prosthesconstituent des estimations de propriété inertie sur les résultats de l&#39;étude. Pour la position, soit l&#39;un des deux modèles d&#39;inertie étudiés dans notre étude aurait probablement conduire à des résultats similaires avec une évaluation de la dynamique inverse.

Propriétés d&#39;inertie de la branche distale de la prothèse de genou ont été plus faibles que celles de la patte intacte (Tableau 1). En moyenne pour les participants, la masse latérale prothétique était de 39% inférieur, moment d&#39;inertie autour d&#39;un axe transversal par l&#39;intermédiaire du genou était de 52% inférieure, et le centre de localisation de masse a été de 24% plus près du genou comparativement à des valeurs pour la patte intacte. <table border="1" cellpadding="0" cellspacing="0" fo:keep-together.within-page="always" width="553"><tbody><tr><td> Sujet </td><td> Intact * Masse (kg) </td><td> Pour † Masse (kg) </td><td> Est. différence de masse (kg) </td><td> ‡ Iknee intact (kg · m 2) </td><td> pros Iknee (kg · m 2) </td><td> CM intacts au-dessous de l&#39;articulation du genou (m) </td><td> Pros CM-dessous de l&#39;articulation du genou (m) </td></tr><tr><td> A </td><td> 6.03 </td><td> 4.27 </td><td> 1,76 </td><td> 0.604 </td><td> 0,325 </td><td> 0,268 </td><td> 0,215 </td></tr><tr><td> B </td><td> 6.07 </td><td> 3.39 </td><td> 2.68 </td><td> 0.400 </td><td> 0,196 </td><td> 0,215 </td><td> 0,177 </td></tr><tr><td> C </td><td> 5,80 </td><td> 3.12 </td><td> 2.68 </td><td> 0,575 </td><td> 0,194 </td><td> 0,264 </td><td> 0,198 </td></tr><tr><td> Ré </td><td> 5,72 </td><td> 3.17 </td><td> 2.55 </td><td> 0,559 </td><td> 0,317 </td><td> 0,265 </td><td> 0,191 </td></tr><tr><td> E </td><td> 7.14 </td><td> 4,65 </td><td> 2.49 </td><td> 0,742 </td><td> 0,325 </td><td> 0,276 </td><td> 0,200 </td></tr><tr><td> Fa </td><td> 6.23 </td><td> 4.22 </td><td> 2.01 </td><td> 0,585 </td><td> 0,287 </td><td> 0.260 </td><td> 0,192 </td></tr><tr><td> Moyenne ± STD </td><td> 6,17 ± 0,51 </td><td> 3,80 ± 0,66 </td><td> 2,36 ± 0,38 </td><td> 0,578 ± 0,109 </td><td> 0,274 ± 0,063 </td><td> 0,258 et# 177; 0,022 </td><td> 0,196 ± 0,013 </td></tr></tbody></table> * Intact se réfère aux valeurs de la tige intacte combiné et du pied. † Pour se réfère aux valeurs de la prothèse combinée et moignon. ‡ Le moment d&#39;inertie autour d&#39;un axe transversal par l&#39;intermédiaire du genou. Tableau 1. Comparaison des propriétés d&#39;inertie entre les prothèses et intactes du genou. Forces conjointes en résultent (figure 3) et des moments (figure 4) à la cheville, du genou, de la hanche et ont été affectés par les paramètres inertiels utilisés dans le modèle de dynamique inverse. Plus précisément, la cinétique conjointes ont été réduites au cours de balançoire initiation (~ 65% du cycle de marche) et la fin de swing (~ 95% du cycle de marche) lorsque des mesures directes de l&#39;inertie de la prothèse ont été utilisés dans les évaluations de la dynamique inverse par rapport aux régressions fondées sur l&#39;anatomie intacte ( <strong&gt; Tableau 2). L&#39;ampleur des effets suggèrent que ces différences au cours de balançoire ne sont pas trivial (≥ 1,0). En outre, les valeurs cinétiques communes augmenté en moyenne de 80% lors de l&#39;initiation de swing et de résiliation lorsque les estimations d&#39;inertie intactes ont été utilisés par rapport aux mesures directes des propriétés d&#39;inertie de la prothèse. Ainsi, lorsque les propriétés d&#39;inertie d&#39;un membre intact ont été utilisés pour modéliser le côté prothétique, profils cinétiques conjoints du côté prothétique pendant swing plus étroitement ressemblaient à ceux d&#39;un membre intact (voir figures 3 et 4). Au cours de la position, un certain nombre de différences statistiques ont été observées. La plus grande taille de l&#39;effet de toute différence pendant attitude a été observée pour la hanche antéropostérieur force conjointe résultante (ES = 0,86). Bien que la taille de cet effet est important et toujours considérée comme faisant partie de la position, la valeur de crête de cette mesure s&#39;est produite lors de la phase terminale (~ 52%), ou que le membre a été la transition en swing. Les tailles d&#39;effet pour tous les autres significant différences observées au cours de la position variait de 0,01 à 0,41, ce qui serait considéré comme de petits effets avec la plus grande de ces valeurs étant observées dans les forces de réaction de la hanche qui en résultent. Bien que des différences significatives ont été observées lors de position, ces différences s&#39;ils sont jugés en fonction de la taille de la différence (c. tailles d&#39;effet) pourraient conduire à s&#39;interroger sur la signification de ces différences. <img alt="Figure 3" fo:content-width="5in" src="/files/ftp_upload/50977/50977fig3highres.jpg" width="500" /> Figure 3. Résultantes de forces de réaction communes de la cheville, du genou, de la hanche et dans le antéropostérieur (panneaux de gauche) et les directions verticale (panneaux de droite). Données ont été moyennées sur des sujets de présentation. La phase d&#39;appui commence à 0% du cycle de la marche avec le contact du pied et se termine à environ 60% du cycle de marche avec décollage des orteils. Balançoire continue jusqu&#39;à ce que le prochain contact du pied de til même jambe à 100% du cycle de marche. <a href="https://www.jove.com/files/ftp_upload/50977/50977fig3highres.jpg" target="_blank">S&#39;il vous plaît cliquer ici pour voir une version plus grande de cette figure.</a> <img alt="Figure 4" fo:content-width="5in" src="/files/ftp_upload/50977/50977fig4highres.jpg" width="500" /> Figure 4. Des moments communs résultantes autour d&#39;un axe transversal (aka, axe médio-latérale) à travers la cheville, le genou et la hanche. Données ont été moyennées sur des sujets de présentation. La phase d&#39;appui commence à 0% du cycle de la marche avec le contact du pied et se termine à environ 60% du cycle de marche avec décollage des orteils. Balançoire poursuit jusqu&#39;à ce que le prochain contact de pied de la même jambe à 100% du cycle de marche. <img alt="Tableau 2" fo:content-width="6in" src="/files/ftp_upload/50977/50977table2.jpg" width="600" /> Tableau 2. Pic réaction commune résultantforces et des moments en moyenne dans toutes les disciplines et les comparaisons statistiques entre les deux modèles d&#39;inertie pour la cinétique communes de la prothèse secondaires. Notes: données moyennes sont présentés en moyenne (SD). % Colonne Gait Cycle représente le pourcentage moyen dans toutes les disciplines où la valeur de crête est survenu pour cette variable. P &lt;0,05 considéré comme significatif.

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Oscillation and Reaction Board Techniques for Estimating Inertial Properties of a Below-knee Prosthesis

segmentaires du corps les propriétés d&#39;inertie sont nécessaires pour la modélisation dynamique inverse. Utilisation d&#39;une oscillation et technique du conseil d&#39;administration de la réaction, les propriétés d&#39;inertie des prothèses-dessous du genou ont été mesurées. Utilisation des mesures directes de l&#39;inertie de la prothèse dans le modèle de la prothèse de jambe de dynamique inverse a donné lieu à des amplitudes inférieures des forces et moments résultants conjointes.

Oscillation et du Conseil de réaction des techniques d&#39;estimation inertie propriétés d&#39;une prothèse tibiale

The purpose of this study was two-fold: 1) demonstrate a technique that can be used to directly estimate the inertial properties of a below-knee ...

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