Financiamento das Sociedades Americanas e Internacionais de Biomecânica foi fornecido para este estudo.

<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. 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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. 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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. 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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>

Os autores declaram que não têm interesses financeiros concorrentes.

Para quantificar as forças conjuntas resultantes e momentos durante o movimento, um modelo de dinâmica inversa do sistema de interesse é necessário quando se trabalha com dados empíricos. Para biomecânica dos membros inferiores, os modelos de dinâmica inversa normalmente representam a pé, pernil, e coxa como corpos rígidos. Entrada para esses modelos vêm de três fontes principais: a) cinemática do movimento, b) força de reação do solo e C) antropométricas segmento e propriedades inerciais. Dados de movimento são recolhidos com uma variedade de sistemas de análise de movimento, mas todos os sistemas essencialmente proporcionar a cinemática básicos do movimento (posição, velocidade e aceleração). Forças de reação do solo são recolhidas com uma plataforma de força e fornecer as forças de contato que agem sobre os pés. Antropometria são medidas tomadas diretamente do corpo usando os governantes, fitas flexíveis e / ou pinças. Estas medições antropométricas são utilizados para estimar as propriedades de inércia dos segmentos corporais utilizados na dynami inversacs analisa. Propriedades de inércia da massa incluem, centro de massa (COM) local e do momento de inércia (MOI) de segmento em relação a um eixo que passa pelo segmento ou COM proximal ou distal comum. Metodologias e equipamentos utilizados para a coleta de dados de movimento e força de reação do solo são semelhantes entre os grupos de pesquisa, mas estimativas inerciais dos segmentos corporais podem variar muito entre os pesquisadores, dependendo de qual método o pesquisador escolhe para estimar essas propriedades inerciais. Várias técnicas disponíveis para estimar as propriedades inerciais de um segmento do corpo humano totalmente intacta incluem: 1) equações de regressão com base em dados de cadáver 1-5, 2) técnicas de modelos matemáticos (ou seja, modelos geométricos) 6,7, e 3) de digitalização e imagem 8-15. Muitas destas técnicas requerem medições directas do corpo, mas que tenha sido previamente demonstrado que, independentemente do método de estimativa a ser usada, a precisão do segmento corporalAs estimativas de inércia mento à base de tais métodos é elevado 16. Também foi mostrado que os erros nas estimativas das propriedades inerciais dos segmentos corporais intactas têm um impacto mínimo sobre as magnitudes dos momentos articulares resultantes durante a caminhada 17,18. Momentos conjuntas são influenciadas em maior medida pelas forças de reação do solo, centro de locais de pressão, comprimentos braço de momento, e cinemática segmento 17-19. Portanto, não é surpreendente que os métodos para estimar propriedades inerciais dos segmentos corporais variam largamente na literatura quando se utiliza indivíduos sãos como participantes da pesquisa, uma vez que pequenos erros nessas estimativas são susceptíveis de ter pouco impacto sobre os resultados do estudo. Muitas dessas estimativas inerciais para um segmento de corpo totalmente intacta são muitas vezes utilizados para estimar as propriedades inerciais das próteses para amputados dos membros inferiores. Próteses dos membros inferiores modernos são fabricados com materiais leves resulting em próteses, que são muito mais leves que os membros que substituem. Isso resulta em uma assimetria de inércia entre a prótese eo membro intacto. Em comparação com uma haste típico intacto e do pé, a massa de uma prótese abaixo do joelho e do membro residual é cerca de 35% menos e tem um centro de massa localizado, aproximadamente, 35% mais estreita que a articulação do joelho 20-23. A menor massa e distribuição de massa mais proximal da prótese também produz uma (~ 60%) muito menor momento de inércia em relação à articulação do joelho para a prótese em comparação com a da haste intacta e pé. Embora os pesquisadores 24,25 já sugeriram que o uso de estimativas inerciais intactas para a prótese ter pouco efeito sobre as estimativas cinéticos conjuntas, estas comparações focada em momentos articulares resultantes durante a fase de apoio do pé, onde a força de reação do solo domina o momento produzido na articulação. Durante swing, onde as forças de reação do solo não estão presentes, oreduzidas propriedades inerciais da prótese são mais propensos a influenciar as estimativas de momentos articulares resultantes. Tendo em conta que alguns pesquisadores, por exemplo, 26-32 utilizam propriedades de inércia segmento intactas para representar prótese propriedades inerciais e outros, por exemplo, 21-23 estimativa prótese propriedades inerciais diretamente, é importante para entender o impacto dos métodos escolhidos para estimar as propriedades inerciais da prótese . Minimizando o tempo necessário para a medição das propriedades de inércia da prótese foi um factor importante no desenvolvimento da nossa técnica. Na técnica apresentada aqui a prótese permanece totalmente intacto para todas as medidas para reduzir os tempos de medição e evitar quaisquer outras vezes, relacionadas ao realinhamento da prótese após a medição. Assim, o objectivo deste estudo era duplo: 1) demonstrar uma técnica que pode ser utilizada directamente para estimar as propriedades de inércia de abelow prótese do joelho, e 2) contrastar os efeitos da técnica proposta e que do uso do membro intacto propriedades inerciais em estimativas cinéticos conjuntas durante a caminhada em unilaterais, amputados transtibiais. Foi sugerido que magnitudes cinéticos conjuntas são maiores quando as propriedades de inércia da haste intacta e pé são usados ​​como as estimativas de inércia para a prótese, em comparação com medições diretas da prótese propriedades inerciais.

<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

O objectivo deste estudo era duplo: 1) demonstrar uma técnica que pode ser utilizada para estimar directamente as propriedades de inércia de uma prótese abaixo do joelho, e 2) os efeitos de contraste da técnica proposta e que o uso de membros intactos propriedades inerciais em estimativas cinéticos conjuntas durante andando em unilaterais, amputados transtibiais. Um sistema de oscilação e tábua de reação foi validado e mostrou-se confiável ao medir propriedades inerciais de sólidos geométricos conhecidos. Quando as medições diretas de propriedades inerciais da prótese foram utilizados na modelagem dinâmica inversa da extremidade mais baixa em comparação com as estimativas de inércia com base em uma haste intacta e pé, cinética articular no quadril e joelho foram significativamente menores durante a fase de balanço da marcha. As diferenças na cinética conjuntas durante postura, no entanto, foram menores do que os observados durante o balanço. Portanto, os pesquisadores com foco na fase de balanço da marcha deve considerar o impacto da prosthesé de propriedade de inércia estimativas sobre os resultados do estudo. Para postura, qualquer um dos dois modelos de inércia investigados em nosso estudo provavelmente levaria a resultados semelhantes com uma avaliação dinâmica inversa.

Propriedades de inércia da distal perna protético para o joelho foram menores do que os da perna intacta (Quadro 1). Média entre os participantes, massa lado prótese foi de 39% menos, momento de inércia em torno de um eixo transversal que passa pelo joelho foi de menos 52%, e a localização do centro de massa foi de 24% para mais perto do joelho em comparação com os valores para a perna intacta. <table border="1" cellpadding="0" cellspacing="0" fo:keep-together.within-page="always" width="553"><tbody><tr><td> Assunto </td><td> Intacta * Massa (kg) </td><td> Prós † Massa (kg) </td><td> Est. Diferença de massa (kg) </td><td> ‡ Iknee intacta (kg · m 2) </td><td> Pros Iknee (kg · m 2) </td><td> CM intacto abaixo da articulação do joelho (m) </td><td> Prós cm abaixo da articulação do joelho (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> 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> A média ± 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 eº 177; 0,022 </td><td> 0,196 ± 0,013 </td></tr></tbody></table> * Intacta refere-se a valores para a haste e pé intacto combinado. † Prós refere-se a valores para a prótese combinada e membro residual. ‡ momento de inércia em torno de um eixo transversal que passa pelo joelho. Tabela 1. Comparação das propriedades inerciais entre as próteses e intactas do joelho para baixo. Forças conjuntas resultantes (Figura 3) e momentos (Figura 4) no tornozelo, joelho e quadril foram afetadas pelos parâmetros inerciais utilizados no modelo de dinâmica inversa. Especificamente, cinética conjuntas foram reduzidos durante o início balanço (~ 65% do ciclo da marcha) e terminação balanço (~ 95% do ciclo da marcha), quando foram utilizadas medidas diretas de inércia prótese na dinâmica inversa avaliações em comparação com regressões com base na anatomia intacta ( <strong&gt; Tabela 2). Os tamanhos de efeito sugerem que estas diferenças durante balanço não eram triviais (≥ 1,0). Além disso, os valores cinéticos conjuntas aumentou em média 80% durante a iniciação e terminação balanço quando foram utilizadas estimativas inerciais intactas em comparação com medidas diretas da prótese propriedades inerciais. Assim, quando as propriedades inerciais de um membro intacto foram usados ​​para modelar o lado protético, perfis cinéticos conjuntos do lado da prótese durante o balanço mais estreitamente se assemelhavam aos de um membro intacto (ver Figuras 3 e 4). Durante postura, observou-se uma série de diferenças estatísticas. O maior tamanho de efeito para qualquer diferença durante postura foi observado para o hip anterioposterior força conjunta resultante (ES = 0,86). Embora este tamanho do efeito é grande e ainda é considerado como parte da postura, o valor de pico para essa medida ocorreu durante apoio terminal (~ 52%), ou como o membro foi a transição para swing. Os tamanhos de efeito para todos os outros significant diferenças observadas durante postura variaram de 0,01 a 0,41, o que seria considerado pequenos efeitos com o maior desses valores sendo observados nas forças de reação articulares do quadril resultantes. Embora foram encontradas diferenças significativas na postura, essas diferenças quando considerados em termos do tamanho da diferença (ou seja, tamanhos de efeito) pode levar alguém a questionar o significado dessas diferenças. <img alt="Figura 3" fo:content-width="5in" src="/files/ftp_upload/50977/50977fig3highres.jpg" width="500" /> Figura 3. Forças de reação conjuntas resultantes do tornozelo, joelho e quadril no anterioposterior (painéis à esquerda) e direções vertical (painéis à direita). Dados foram calculados através de temas para apresentação. A fase de suporte começa a 0% do ciclo de marcha a pé contacto e termina a cerca de 60% do ciclo de marcha de levantamento da biqueira. Balanço continua até o próximo contato do pé de tele mesmo perna a 100% do ciclo da marcha. <a href="https://www.jove.com/files/ftp_upload/50977/50977fig3highres.jpg" target="_blank">Clique aqui para ver uma versão maior desta figura.</a> <img alt="Figura 4" fo:content-width="5in" src="/files/ftp_upload/50977/50977fig4highres.jpg" width="500" /> Figura 4. Momentos conjuntas Resultante torno de um eixo transversal (aka, eixo médio-lateral), através do tornozelo, joelho e quadril. Dados foram calculados através de temas para apresentação. A fase de suporte começa a 0% do ciclo de marcha a pé contacto e termina a cerca de 60% do ciclo de marcha de levantamento da biqueira. Balanço continua até que o próximo contacto do pé da mesma perna a 100% do ciclo de marcha. <img alt="Tabela 2" fo:content-width="6in" src="/files/ftp_upload/50977/50977table2.jpg" width="600" /> Tabela 2. Peak reação conjunta resultanteforças e momentos em média entre os indivíduos e as comparações estatísticas entre os dois modelos de inércia para a cinética conjuntas do lado da prótese Notas:. dados médios são apresentados como média (DP). % Coluna Gait Cycle representa a porcentagem média dos temas em que o valor de pico ocorreu para essa variável. P &lt;0,05 considerado significativo.

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

Segmentares Corpo propriedades inerciais são necessários para a modelagem dinâmica inversa. Usando uma oscilação e técnica placa de reação, propriedades inerciais das próteses abaixo do joelho foram medidos. Usando medidas diretas de prótese inércia no modelo de dinâmica inversa da perna protética resultou em magnitudes menores de forças conjuntas resultantes e momentos.

Oscilação e Conselho Reação Técnicas para estimar as propriedades de inércia de uma prótese abaixo do joelho

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 visualizações.  University of Northern Colorado.  Segmentares Corpo propriedades inerciais são necessários para a modelagem dinâmica inversa. Usando uma oscilação e técnica placa de reação, propriedades inerciais das próteses abaixo do joelho foram medidos. Usando medidas diretas de prótese inércia no modelo de dinâmica inversa da perna protética resultou em magnitudes menores de forças conjuntas resultantes e momentos. 