Studie av kompensatorisk rörelse vid användning av en övre extremitetsprotes

PROBLEMUTTALANDE:

Aktuella förbättringar av utformningen av den övre extremitetsprotesen inkluderar avancerad teknologi i kontrollsystem och elektroniska kretsar som efterliknar mänskliga rörelser och förbättrar protesens funktion. Ofta kräver dessa förbättringar stora mängder kraft, kretsar och överskottsmassa distalt längs protesen, vilket kan kräva större ansträngning från användaren. Dålig funktion hos en övre extremitetsprotes kan orsaka besvärliga kompensatoriska rörelser. Avvikande rörelser, såsom dessa kompensatoriska rörelser, är kända för att orsaka större stress på kvarvarande leder. Amputerade tvingas bestämma om den extra funktionen som den avancerade elektroniken tillhandahåller är värd att bära den extra massan som kan orsaka trötthet, uttagsproblem och större belastning på de återstående lederna. Ett exempel är handledsrotatorkomponenten i en övre extremitetsprotes som kan tillåta större funktion och minska kompenserande rörelser, men lägger till massa distalt, vilket potentiellt kan orsaka större vridmoment på återstående leder.

SYNOPSIS AV AKTUELL LITTERATUR:

Begränsad rörelse och övervikt av en protes i övre extremiteterna har dokumenterats som besvär bland amputerade [1], [2], [3], [4], [5], [6]. Genom undersökningar Atkins et al. bestämt att amputerade skulle vilja att handledskomponenten i protesen utför fler rörelser. Denna studie listade också att dricka ur ett glas och öppna en dörr, högsta prioritet bland amputerade [7]. Detta tyder på att handledskomponenten på en armprotes är viktig.

Det finns många exempel genom hela den vetenskapliga litteraturen som visar hur kinetiska, kinematiska och metaboliska analyser av gång har lett till förbättringar av protesdesignkriterier för nedre extremiteter [8],[9]. År 2003, Twiste et al. genomfört en litteraturgenomgång om rotation och translation av de anatomiska lederna under protesgång. Sammanfattningen från denna recension nämner att mer exakt kinematisk gånganalys som visar optimerade gångmönster kan hjälpa tillverkare att designa proteskomponenter för att efterlikna dessa mönster [9]. Effekterna av massstörningar på amputerade underben har undersökts för att bestämma hur tröghetsegenskaperna hos en protes ska utvärderas [10].

Det har också gjorts studier som involverar rörelse i övre extremiteterna, men mängden är begränsad. Rörelseomfånget för den övre delen av extremiteten hos friska och stödda personer som utför dagliga aktiviteter har registrerats och analyserats [11],[12],[13]. Dessa studier har tittat på effekten av handledsposition, men inte på massan av en handledskomponent.

STUDIENS MÅL:

Det finns två huvudmål med denna studie:

1. för att bestämma effekten av en protes i övre extremiteter utan handledsrotator på den kompenserande rörelsen och vridmomenten i de återstående lederna under vanliga uppgifter
2. för att bestämma inverkan av läget (distalt eller proximalt) av en handledsrotator på en övre extremitetsprotes på den kompensatoriska rörelsen under vanliga uppgifter

HYPOTES:

1. Det kommer att finnas en statistiskt signifikant skillnad i rörelseomfång för de övre extremiteternas leder mellan friska försökspersoner, försökspersoner med stag och amputerade överben under fyra vanliga uppgifter.
2. Det kommer att finnas en statistiskt signifikant skillnad i vridmoment för lederna i övre extremiteterna mellan friska försökspersoner, försökspersoner med stag och amputerade överben under tre vanliga uppgifter.
3. Det kommer att finnas en statistiskt signifikant skillnad i vinklar för övre extremiteter och ledvridmoment mellan massa som adderas distalt och massa som adderas proximalt under vanliga uppgifter.

METODER Deltagare Tio friska vuxna frivilliga utan historia av skada på övre extremiteterna kommer att delta i denna studie. Fem män och fem kvinnor kommer att delta. Dessa tio försökspersoner kommer att utgöra kontrollgruppen och sedan få stöd för att simulera en under armbågsprotes. Sju ensidiga amputerade överben kommer att delta.

Testprotokoll Ett 8-kameror infrarött Vicon rörelseanalyssystem kommer att användas för insamling och analys av rörelsedata. Nitton sfäriska reflekterande markörer kommer att placeras på benlandmärkena i de övre extremiteterna och bålen på försökspersonerna för att beskriva segment eller lokala koordinatsystem.

En statisk prövning kommer att samlas in för varje försöksperson för att hjälpa till att fastställa gemensamma centra. Ämnesparametrar som kroppsmassa, höjd och axeldjup, handleds- och handtjocklek kommer att samlas in för användning i beräkningar. Kinematisk data kommer att samlas in vid 120 Hz.

Ämnen kommer att bli ombedda att slutföra fyra uppgifter:

• Dricker ur en kopp
• Att öppna en dörr
• Lyfta en 5 lb låda
• Vrida en ratt (kinetisk analys av denna uppgift kommer att uteslutas)

De friska försökspersonerna kommer att slutföra varje uppgift under följande ingrepp: (1) inget ingrepp (2) stag begränsar underarms- och handledsrörelser, (3) stärks med 96 g (massa av genomsnittlig protetisk handledsrotator) tillsatt nära armbågen, (4) stag med 96 g tillsatt nära handleden. De amputerade kommer att genomföra ingrepp (3) och (4) som nämnts ovan utan en handledsrotator men simulera massan av en. Tre försök kommer att samlas in för varje experimentellt testtillstånd och dessa försök kommer att beräknas som en representant för varje försöksperson. Provordningen kommer att tilldelas slumpmässigt för varje ämne.

Experimentets design:

Denna studie kommer att titta på effekterna av frånvaron av handleds- och underarmsrörelser på axel-, armbågs- och bålrörelser under fyra aktiviteter. Denna studie kommer att kombinera analys mellan ämne och inom ämnet.

Oberoende faktor (mellan försökspersoner): begränsning av handleds- och underarmsrörelse (simulerar ingen handledsrotatorkomponent på protesen)

Nivåer:

• Kontrollgrupp
• Stigad grupp - simulerar en protes i övre armbågen under armbågen
• Protesbärande grupp

Upprepad faktor (inom försökspersoner): tillagd massa (simulerar massan av handledsrotatorn)

Nivåer:

• Ingen tillsatt massa av en handledsrotator
• Massa av en handledsrotator läggs proximalt (nära armbågen)
• Massa av en handledsrotator tillsatt distalt (nära handleden)

En tvåvägsvariansanalys med ett upprepat mått kommer att användas för att analysera huvudeffekterna och interaktionseffekterna.

Databehandling

Axel-, armbågs- och bålrörelser och vridmoment kommer att beräknas med hjälp av ett program skrivet på Vicon Bodybuilder-språk. Positionerna för markörerna som placeras på motivet kommer att digitaliseras och bål, överarm, underarm och handsegment kommer att bestämmas. Euler-vinklar kommer att beräknas. Invers dynamik och antropometri kommer att användas för att beräkna krafter och vridmoment. Följande resultatmått kommer att jämföras:

• Axelabduktion och flexion
• Armbågsböjning
• Bålböjning (L/R)
• Axelledskraft och vridmoment
• Kraft och vridmoment i armbågsleden

Maximum, minimum och omfång för dessa resultatmått kommer att jämföras mellan ämnen och inom ämnen.

FÖRUTSÄTTAT RESULTAT/DISKUSSION

Dricka ur en kopp:

• Stag- och protesbärande grupper kommer att ha större axelabduktion för att kompensera för bristen på underarmsrotation och handledsförlängning.
• Att lägga till massan (handledsrotatorn) distalt kommer att orsaka en större kraft och vridmoment vid armbågen. Denna ökning av krafterna vid armbågen kommer att vara störst i den amputerade gruppen på grund av eventuell skada på brachialis vid dess införande på ulnas tuberositet.

Öppna en dörr:

• Stag- och protesbärande grupper kommer att ha större axelabduktion för att kompensera för bristen på underarmsrotation och handledsförlängning. Dessa grupper kan också kompensera genom att böja bålen istället för att öka axelabduktionen.
• På grund av det ökade axelrörelseomfånget i koronalplanet kommer den stag- och protesbärande gruppen att ha ett större vridmoment vid axelleden. Denna ökning av axelledens vridmoment kommer att öka när massan (handledsrotatorn) adderas distalt på grund av ökningen av hävarm.

Lyfta en låda på 5 lb:

• Denna uppgift kommer att kräva minimal handledsavvikelse, handledsböjning/-förlängning och minimal underarmsrotation. Det ingår i denna studie eftersom det är en bilateral uppgift
• Grupper som bär stag och proteser kommer att öka axelabduktionen och mindre axelböjning på grund av begränsningarna i underarmen och handleden.
• Axel- och armbågsledskrafter och vridmoment kommer att vara större på den sunda handen för den amputerade gruppen eftersom de kommer att använda protesen endast som en vägledning för uppgiften. Det motsatta kan dock inträffa.

Att vrida på en ratt:

• Grupper som bär stag och proteser kommer att ha större axelabduktion för att kompensera för bristen på handledsböjning och -extension. Kompensation kan dock även ske vid böjning av bålen.
• För denna uppgift kommer de amputerade först att slutföra den med en ljudarm och sedan protesen för att avgöra var kompensation sker.

BIDRAG Detta arbete kommer att ge många bidrag till området biomekanik och protesdesign. En viktig aspekt av att studera mänskliga sjukdomar är att ha en uppsättning kontrolldata att använda för jämförelse. Att dokumentera kinematisk data för den övre extremiteten under fyra vanliga uppgifter kommer att möjliggöra en jämförelse när man studerar många problem eller skador i övre extremiteten.

Detta arbete kommer att hjälpa till att avgöra om placeringen av nya komponenter bör övervägas vid design, montering och instruktion av den övre extremitetsprotesen. Det kan också bidra till att överbrygga klyftan mellan den tekniska innovationen inom ingenjörsområdet och den kliniska skickligheten hos de protesläkare som dagligen är i kontakt med slutanvändarna.

REFERENSER

1. S.C. Jacobsen, D.F. Knutti, R.T. Johnson och H.H. Sears, "Development of the Utah artificiell arm," IEEE Trans.Biomed.Eng., vol. 29, sid. 249-269, apr. 1982.
2. J.E. Uellendahl, "Upper extremity myoelectric prosthetics," Phys.Med.Rehabil.Clin.N.Am., vol. 11, sid. 639-652, augusti 2000.
3. CENTIMETER. Light, P.H. Chappell, B. Hudgins och K. Engelhart, "Intelligent multifunktions myoelektrisk kontroll av handproteser," J.Med.Eng.Technol., vol. 26, sid. 139-146, juli-aug. 2002.
4. P.J. Kyberd, D.J. Beard och J.D. Morrison, "Befolkningen av användare av övre extremitetsproteser som deltar i Oxford Limb Fitting Service," Prosthet.Orthot.Int., vol. 21, sid. 85-91, augusti 1997.
5. W. Daly, "Upper extremity socket design options," Phys.Med.Rehabil.Clin.N.Am., vol. 11, sid. 627-638, augusti 2000.
6. H.H. Sears och J. Shaperman, "Proportional myoelectric hand control: an evaluation," Am.J.Phys.Med.Rehabil., vol. 70, sid. 20-28, februari 1991.
7. D.J. Atkins, Heard D. och W.H. Donovan, "Epidemiologisk översikt över individer med förlust av övre extremiteter och deras rapporterade forskningsprioriteringar," JPO, vol. 8, sid. 2-11, 1996. 1996.
8. J.S. Rietman, K. Postema och J.H. Geertzen, "Gånganalys inom protetik: åsikter, idéer och slutsatser," Prosthet.Orthot.Int., vol. 26, sid. 50-57, apr. 2002.
9. M. Twiste och S. Rithalia, "Transversal rotation and longitudinal translation during prosthetic gait--a literature review," J.Rehabil.Res.Dev., vol. 40, sid. 9-18, jan-feb. 2003.
10. R.W. Selles, J.B. Bussmand, L.M. Klip, B. Speet, A.J. Van Soest, H.J. Stam, "Adaptations to Mass Perturbations in Transradial Amputees: Kinetic or Kinematic Invariance?" Arch. Phys. Med. Rehabil., vol. 85, sid. 2046-2052, december 2004.
11. A. Murgia, P.J. Kyberd, P.H. Chappell och C.M. Light, "Markörplacering för att beskriva handledens rörelser under aktiviteter i det dagliga livet i cykliska uppgifter," Clin.Biomech.(Bristol, Avon), vol. 19, sid. 248-254, Mar. 2004.
12. R. Safaee-Rad, E. Shwedyk, A.O. Quanbury och J.E. Cooper, "Normal funktionell rörelseomfång för lederna i övre extremiteterna under utförande av tre matningsaktiviteter," Arch.Phys.Med.Rehabil., vol. 71, sid. 505-509, jun. 1990.
13. J.S. Landry, "Optimal Fixed Wrist Alignment for Below-Arbåge, Powered, Prosthetic Hands," s. 1-80, 2000. 2000.