I finanziamenti dalle società americane e internazionali di biomeccanica è stata fornita per questo studio.

<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>

Gli autori dichiarano di non avere interessi finanziari in competizione.

Per quantificare le forze congiunte risultanti e momenti durante il movimento, è necessaria una dinamica inversa modello del sistema di interesse quando si lavora con dati empirici. Per biomeccanica degli arti inferiori, modelli di dinamica inversa rappresentano in genere il piede, la zampa, e coscia corpi rigidi. Ingresso per questi modelli provengono da tre fonti principali: a) cinematica del movimento, b) forze di reazione del terreno, e c) antropometria segmento e le proprietà inerziali. Dati di movimento vengono raccolti con una varietà di sistemi di analisi di movimento, ma tutti i sistemi prevedono essenzialmente la cinematica di base del movimento (posizione, velocità e accelerazione). Forze di reazione a terra vengono raccolti con un piatto forza e forniscono le forze di contatto che agiscono sui piedi. Antropometria sono misure prese direttamente dal corpo usando righelli, nastri flessibili, e / o pinze. Queste misurazioni antropometriche sono utilizzati per stimare le proprietà inerziali dei segmenti corporei utilizzati nella dinamicamente inversacs analisi. Proprietà inerziali includono la massa, centro di massa (COM) posizione e momento di inerzia (MOI) del segmento rispetto ad un asse attraverso il COM segmento o prossimale o distale comune. Metodologie e delle attrezzature utilizzate per la raccolta dati di movimento e forza di reazione a terra sono simili tra i gruppi di ricerca, ma stime inerziali dei segmenti corporei può variare notevolmente tra i ricercatori a seconda di quale metodo il ricercatore sceglie per la stima di queste proprietà inerziali. Varie tecniche disponibili per stimare le proprietà inerziali di un segmento corpo umano completamente intatto includono: 1) equazioni di regressione basate su dati di cadavere 1-5, 2) tecniche di modelli matematici (ad esempio, modelli geometrici) 6,7, e 3) scansione e di imaging 8-15. Molte di queste tecniche richiedono misure dirette dal corpo, ma è stato precedentemente dimostrato che, indipendentemente dal metodo di stima utilizzato, la precisione del corpo segstime Ment inerziali basate su questi metodi è alto 16. E &#39;stato anche dimostrato che gli errori nelle stime delle proprietà inerziali dei segmenti corporei intatte hanno un impatto minimo sulle grandezze di momenti comuni risultanti durante la deambulazione 17,18. Momenti comuni sono influenzati in misura maggiore da parte delle forze di reazione di terra, il centro della località di pressione, momento lunghezze del braccio, e cinematica del segmento 17-19. Pertanto, non è sorprendente che i metodi per stimare le proprietà inerziali dei segmenti corporei variano ampiamente attraverso la letteratura quando si utilizzano gli individui normodotati come partecipanti alla ricerca, dato che piccoli errori in queste stime sono suscettibili di avere un impatto sui risultati dello studio. Molte di queste stime inerziali per un segmento del corpo completamente intatto sono spesso usati per stimare le proprietà inerziali di protesi per amputati degli arti inferiori. Le moderne protesi degli arti inferiori sono fabbricati con materiali leggeri resulting in protesi che sono molto più leggeri degli arti che sostituiscono. Ciò si traduce in una asimmetria inerziale tra l&#39;arto protesico e arto intatto. Rispetto ad un tipico gambo intatta e piede, la massa di una protesi sotto il ginocchio e moncone è circa il 35% in meno, un centro di massa situato circa il 35% più vicino al ginocchio 20-23. La massa più bassa e la distribuzione di massa prossimale dell&#39;arto protesico produce anche una molto più bassa (~ 60%) momento d&#39;inerzia rispetto al ginocchio per l&#39;arto protesico rispetto a quello del gambo intatta e piede. Anche se i ricercatori 24,25 hanno già suggerito che utilizzando le stime inerziali intatte per l&#39;arto protesico hanno scarso effetto sulle stime cinetiche comuni, questi confronti sono concentrati sui momenti comuni risultanti durante la fase di appoggio dei piedi, dove la forza di reazione al suolo domina il momento prodotta al giunto. Durante l&#39;oscillazione, dove le forze di reazione del terreno non sono presenti, ilridotti inerzia delle protesi sono più propensi a influenzare le stime di momenti comuni che ne derivano. Dato che alcuni ricercatori ad esempio, 26-32 utilizzano intatte le proprietà del segmento inerzia per rappresentare protesi proprietà inerziali e altri EG 21-23 stima protesi proprietà inerziali direttamente, è importante capire l&#39;impatto dei metodi scelti per stimare le caratteristiche inerziali della protesi . Minimizzando il tempo necessario per la misura inerzia delle protesi è una considerazione importante nello sviluppo della nostra tecnica. Nella tecnica qui presentata la protesi rimane completamente intatto per tutte le misure per ridurre i tempi di misura e di evitare eventuali tempi aggiuntivi connessi con riallineare la protesi dopo la misurazione. Pertanto, lo scopo di questo studio era duplice: 1) dimostrare una tecnica che può essere utilizzata direttamente per stimare le proprietà inerziali di abProtesi elow ginocchio, e 2) contrastare gli effetti della tecnica proposta e quella di utilizzare arto intatto proprietà inerziali su stime cinetiche comuni durante la deambulazione nella unilaterali, amputati transtibiali. È stato ipotizzato che grandezze cinetiche comuni sono più grandi quando le proprietà inerziali del gambo intatta e piede sono utilizzati come le stime inerziali per la protesi rispetto alle misurazioni dirette della protesi proprietà inerziali.

<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

Lo scopo di questo studio è duplice: 1) dimostrare una tecnica che può essere utilizzata per stimare direttamente le proprietà inerziali di una protesi sotto il ginocchio, e 2) contrastare gli effetti della tecnica proposta e quella di utilizzare arto intatto proprietà inerziali su stime cinetiche comuni durante camminare in unilaterali, amputati transtibiali. Un sistema di oscillazione e asse di reazione è stato convalidato e dimostrato di essere affidabile quando si misura inerzia delle note solidi geometrici. Quando misurazioni dirette delle proprietà inerziali della protesi sono stati utilizzati nella dinamica inversa modellazione degli arti inferiori rispetto alle stime inerziali basati su un gambo intatta e piede, cinetica congiunte a livello dell&#39;anca e del ginocchio erano significativamente più bassi durante la fase di oscillazione di camminare. Le differenze nella cinetica comuni durante la presa di posizione, però, erano più piccole di quelle osservate durante l&#39;oscillazione. Pertanto, i ricercatori concentrandosi sulla fase di oscillazione di camminare dovrebbero considerare l&#39;impatto di prosthesè di proprietà di inerzia stime sui risultati dello studio. Per la posizione, sia uno dei due modelli inerziali esaminati nel nostro studio sarebbe probabilmente condurre a risultati simili con una valutazione dinamica inversa.

Inerzia delle distale protesi della gamba al ginocchio erano inferiori a quelli della gamba intatta (Tabella 1). Media di tutti i partecipanti, massa lato protesico era 39% in meno, momento di inerzia attorno ad un asse trasversale attraverso il ginocchio era 52% in meno, e la posizione del centro di massa era del 24% più vicino al ginocchio rispetto ai valori per la gamba intatta. <table border="1" cellpadding="0" cellspacing="0" fo:keep-together.within-page="always" width="553"><tbody><tr><td> Soggetto </td><td> Intatto * Massa (kg) </td><td> Pro † Massa (kg) </td><td> Est. Differenza di massa (kg) </td><td> ‡ Iknee intatto (kg · m 2) </td><td> Pro Iknee (kg · m 2) </td><td> CM intatta sotto del ginocchio (m) </td><td> Pro cm al di sotto del ginocchio (m) </td></tr><tr><td> La </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> D </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> F </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> Media ± 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 &amp;# 177; 0.022 </td><td> 0.196 ± 0.013 </td></tr></tbody></table> * Intact riferisce ai valori per il gambo intatta combinata e piede. † Pro si riferisce ai valori per la protesi combinata e moncone. ‡ Momento di inerzia attorno ad un asse trasversale attraverso il ginocchio. Tabella 1. Confronto delle proprietà inerziali tra le protesi e intatti dal ginocchio in giù. Risultanti forze congiunte (Figura 3) e momenti (Figura 4) alla caviglia, ginocchio, anca e sono stati influenzati dai parametri inerziali utilizzati nel modello dinamica inversa. In particolare, la cinetica comuni sono stati ridotti durante l&#39;inizio oscillazione (~ 65% del ciclo del passo) e terminazione oscillazione (~ 95% del ciclo del passo), quando sono stati usati misure dirette di inerzia protesi a dinamica inversa valutazioni rispetto a regressioni a base di anatomia intatto ( <strong&gt; Tabella 2). Dimensioni dell&#39;effetto suggeriscono queste differenze durante l&#39;oscillazione non erano banali (≥ 1.0). Inoltre, i valori cinetici comuni aumentati in media del 80% durante l&#39;inizio svolgimento e cessazione in cui sono state utilizzate stime inerziali intatti rispetto alle misure dirette della protesi proprietà inerziali. Così, quando le proprietà inerziali di un arto intatto stati usati per modellare lato protesico, profili cinetici congiunti del lato protesico durante l&#39;oscillazione più strettamente simili a quelle di un arto intatto (vedi figure 3 e 4). Durante l&#39;appoggio, sono stati osservati un certo numero di differenze statistiche. La dimensione più grande effetto per l&#39;eventuale differenza durante l&#39;appoggio è stata osservata per l&#39;anca anterioposterior forza congiunta risultante (ES = 0,86). Anche se questa dimensione dell&#39;effetto è grande e ancora considerato come parte della presa di posizione, il valore di picco per questa misura si è verificato durante l&#39;appoggio terminale (~ 52%), o come l&#39;arto è stato la transizione in altalena. Dimensioni di effetto per tutti gli altri significazionent differenze osservate durante l&#39;appoggio variava 0,01-0,41, che sarebbe considerato piccoli effetti con il più grande di questi valori che vengono osservati nelle forze di reazione dell&#39;articolazione dell&#39;anca che ne derivano. Anche se state riscontrate differenze significative durante l&#39;appoggio, queste differenze se considerate in termini di dimensione della differenza (ad esempio, dimensioni dell&#39;effetto) potrebbero indurre a mettere in discussione la significatività di queste differenze. <img alt="Figura 3" fo:content-width="5in" src="/files/ftp_upload/50977/50977fig3highres.jpg" width="500" /> Figura 3. Risultante forze di reazione congiunte della caviglia, ginocchio e anca in anterioposterior (pannelli a sinistra) e verticale (pannelli a destra). Dati sono stati in media di tutti i soggetti per la presentazione. La fase statica inizia da 0% del ciclo del passo con il contatto del piede e termina a circa il 60% del ciclo del passo con toe-off. Altalena continua fino al prossimo piede contatto di tegli stesso gamba al 100% del ciclo del passo. <a href="https://www.jove.com/files/ftp_upload/50977/50977fig3highres.jpg" target="_blank">Cliccare qui per vedere una versione più grande di questa figura.</a> <img alt="Figura 4" fo:content-width="5in" src="/files/ftp_upload/50977/50977fig4highres.jpg" width="500" /> Figura 4. Momenti comuni Risultante su un asse trasversale (aka, l&#39;asse medio-laterale), attraverso la caviglia, ginocchio e anca. Dati sono stati in media di tutti i soggetti per la presentazione. La fase statica inizia da 0% del ciclo del passo con il contatto del piede e termina a circa il 60% del ciclo del passo con toe-off. Oscillazione continua fino al successivo piede contatto della stessa gamba al 100% del ciclo del passo. <img alt="Tabella 2" fo:content-width="6in" src="/files/ftp_upload/50977/50977table2.jpg" width="600" /> Tabella 2. Peak conseguente reazione comuneforze e momenti in media tra i soggetti e confronti statistici tra i due modelli inerziali per la cinetica comuni del lato protesico. Note: i dati medi sono presentati come media (SD). % Colonna Gait Cycle rappresenta la percentuale media di tutti i soggetti in cui il valore di picco è avvenuto per quella variabile. P &lt;.05 considerato significativo.

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

Segmentale Corpo proprietà inerziali sono necessari per la modellazione dinamica inversa. Utilizzando un oscillazione e tecnica bordo di reazione, inerzia delle protesi sotto il ginocchio sono stati misurati. Utilizzo di misure dirette di protesi inerzia nella dinamica inversa modello della protesi della gamba comportato minori grandezze delle forze congiunte risultanti e momenti.

Oscillazione e di società di reazione tecniche per stimare inerziale proprietà di una protesi sotto il ginocchio

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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16.6K Views.  University of Northern Colorado.  Segmentale Corpo proprietà inerziali sono necessari per la modellazione dinamica inversa. Utilizzando un oscillazione e tecnica bordo di reazione, inerzia delle protesi sotto il ginocchio sono stati misurati. Utilizzo di misure dirette di protesi inerzia nella dinamica inversa modello della protesi della gamba comportato minori grandezze delle forze congiunte risultanti e momenti. 