BIOMECHANISCHE STUDIE VAN WANDELEN MET EEN EXOSKELET MET

Transcriptie

1 UNIVERSITEIT GENT FACULTEIT GENEESKUNDE EN GEZONDHEIDSWETENSCHAPPEN OPLEIDING LICHAMELIJKE OPVOEDING EN BEWEGINGSWETENSCHAPPEN Academiejaar BIOMECHANISCHE STUDIE VAN WANDELEN MET EEN EXOSKELET MET BIOLOGISCH GEÏNSPIREERDE BIARTICULAIRE ACTUATOREN Masterproef voorgelegd tot het behalen van de graad van Master in de Lichamelijke Opvoeding en de Bewegingswetenschappen Door Jonas Dupont en Stijn Du Pré Promotor: Dr. P. Malcolm Co-promotor: Drs. S. Galle

2

3 UNIVERSITEIT GENT FACULTEIT GENEESKUNDE EN GEZONDHEIDSWETENSCHAPPEN OPLEIDING LICHAMELIJKE OPVOEDING EN BEWEGINGSWETENSCHAPPEN Academiejaar BIOMECHANISCHE STUDIE VAN WANDELEN MET EEN EXOSKELET MET BIOLOGISCH GEÏNSPIREERDE BIARTICULAIRE ACTUATOREN Masterproef voorgelegd tot het behalen van de graad van Master in de Lichamelijke Opvoeding en de Bewegingswetenschappen Door Jonas Dupont en Stijn Du Pré Promotor: Dr. P. Malcolm Co-promotor: Drs. S. Galle

4 VOORWOORD Na de leerrijke ervaringen uit onze driejarige bacheloropleiding groeide onze interesse in de bewegingen van het menselijke lichaam. Toen we onze thesistitel mochten kiezen, was het al snel duidelijk dat deze in de richting van biomechanica zou liggen. We kozen voor een relatief nieuw onderwerp in de huidige wetenschap omdat we beiden van nature innovatief en creatief zijn. Daarom vonden we het erg interessant om deel te kunnen uitmaken van de eerste gerapporteerde onderzoeken omtrent exoskeletten met biarticulaire aandrijving en zo dit onderzoeksdomein mee richting te geven. Om deze masterproef te kunnen schrijven, hebben we heel wat hulp, tips en ondersteuning gekregen van tal van mensen. Graag willen we onze appreciatie voor deze hulp verduidelijken door iedereen te bedanken. Allereerst willen we onze promotor Philippe Malcolm uitvoerig bedanken voor de vele uren die hij besteedde aan onze thesis. Daarnaast willen we ook een dankwoord brengen aan onze begeleider Samuel Galle voor het controleren en verbeteren van onze thesis. Dank aan alle proefpersonen voor de tijd en de moeite om dit onderzoek mogelijk te maken. Een dankwoord gaat uit naar de Technische Orthopedie België voor het maken van de kunststoffen schachten voor het exoskelet. Graag staan we ook even stil bij onze ouders en vrienden die ons steeds gesteund hebben, niet alleen tijdens het schrijven van deze masterproef maar doorheen de hele studie aan de Universiteit van Gent. Bedankt voor de steun. Het schrijven van deze thesis was een leerrijk proces. Op elk pad dat je bewandelt in je leven kom je obstakels tegen en ook deze masterproef was hiervan niet gevrijwaard. Dankzij de steun van elkaar en van onze promotor, hebben we deze thesis toch tot een goed eind kunnen brengen. Het is dan ook met enige trots dat we u dit onderzoek voorstellen.

5 SAMENVATTING INLEIDING Biologische biarticulaire spieren werken zeer efficiënt en toch zijn er geen eerdere onderzoeken bekend die deze imiteren met uitwendige actuatoren. Daarom is het doel van deze studie om enerzijds na te gaan welk effect biarticulaire actuatoren hebben t.o.v. monoarticulaire. Anderzijds wordt het effect van excentrische spierwerking in de biarticulaire conditie nagegaan door een elastische component toe te voegen. Dit naar analogie met de elastische component van de biologische m. Gastrocnemius. METHODE Negen proefpersonen wandelden aan een constante snelheid met assistentie van het knie-enkel-voet exoskelet in drie verschillende configuraties. De resultaten van wandelen met actief exoskelet werden vergeleken met wandelen zonder exoskelet en met wandelen met exoskelet zonder aandrijving. Metabole kost, EMG en kinematica werden geregistreerd. RESULTATEN De gemiddelde metabole kost voor wandelen met exoskelet met actuatie (drie condities) is significant lager dan het gemiddelde voor wandelen met exoskelet zonder actuatie, waarbij de biarticulaire configuratie met elastische component de laagste waarde had (~12%). Voor wandelen met actief exoskelet t.o.v. wandelen zonder exoskelet werd er geen significante reductie gevonden. Er werden significante reducties in maximale en gemiddelde EMG gevonden voor m. Gastrocnemius in de configuraties met biarticulaire actuatie t.o.v. wandelen met passief exoskelet. In de enkelhoek was er significant meer plantairflexie in de monoarticulaire configuratie dan de andere condities met exoskelet (biarticulair en zonder actuatie). DISCUSSIE Door de toevoeging van het bovenstuk van het exoskelet werd er minder reductie in metabole kost gevonden dan bij eerdere studies. Zo werd een reductie in metabole kost van 6%±2% gerapporteerd bij wandelen met een monoarticulair aangedreven exoskelet t.o.v. wandelen zonder exoskelet (Malcolm et al, 2013). Het biarticulair aangedreven exoskelet heeft een grotere reductie in metabole kost dan het monoarticulair aangedreven exoskelet. De reductie was echter niet significant. Bij de biarticulaire conditie zorgde de elastische component voor een grotere reductie in metabole kost. Er kan nog geen uitsluitsel worden gegeven waaraan deze reductie kan toe te schrijven zijn. Verder onderzoek moet uitwijzen wat het effect is van de biarticulaire configuraties in het kniegewricht, waardoor meer inzicht zal verkregen worden in effectieve werking van het biarticulair exoskelet.

6 INHOUD Voorwoord... Samenvatting... Inhoud Literatuurstudie Menselijke Locomotie Inleiding Beschrijving van de wandelbeweging Metabole kost Monoarticulaire vs. biarticulaire spieren Exoskeletten Inleiding Monoarticulaire vs. biarticulaire aandrijving aansturing Pneumatische spieren Effecten van exoskeletten Doelstellingen, onderzoeksvragen en hypothesen Methode Populatie Knie-enkel-voet exoskelet Protocol Metingen en meetinstrumenten Kinematica Electromyografie (EMG) Metabole kost Verwerkingsmethode Resultaten Gepercipieerde optimale timingen Metabole kost EMG M. Gastrocnemius Medialis M. Gastrocnemius Lateralis M. Soleus M. Vastus Lateralis M. Gluteus Maximus

7 M. Biceps Femoris M. Tibialis Anterior M. Rectus Femoris Kinematica Enkelhoek Kniehoek Krachtmoment in de enkel Discussie Effect van monoarticulaire conditie op metabole kost Effect van biarticulaire condities op metabole kost Het verschil tussen monoarticulaire en biarticulaire aandrijving Het effect van toevoeging van een elastische component bij biarticulaire aandrijving Beperkingen van het onderzoek Relevantie van toekomstig onderzoek Conclusie Referenties Bijlages Bijlage 1: Spatiotemporele analyse van de wandelbeweging Bijlage 2: Fasering van de wandelbeweging Bijlage 3: Modellen van het wandelen Bijlage 4: Informed Consent Bijlage 5: Protocol met randomisatie Bijlage 6: Plaatsing markers

8 1. LITERATUURSTUDIE 1.1. MENSELIJKE LOCOMOTIE INLEIDING Wandelen wordt aanzien als de meest economische vorm van humane locomotie. Sinds de jaren '50 werd er grondig onderzoek gedaan naar de eigenschappen van wandelen, maar tot op de dag van vandaag rusten er nog steeds enkele vraagtekens in dit vakgebied. Het is belangrijk om eerst de natuurlijke vorm van wandelen te bestuderen, aangezien het exoskelet afgestemd is op de fysiologie en de biomechanica van het menselijke wandelpatroon BESCHRIJVING VAN DE WANDELBEWEGING Kinematica van de wandelbeweging Voor dit onderzoek is het van groot belang om de kinematica en kinetica van vooral knie en enkel te bekijken daar het exoskelet zich rond deze twee gewrichten concentreert. Kinematica bevat de gewrichtshoeken in het sagittale vlak (flexie - extensie), rotaties (interne of externe rotaties) en gewrichtshoeken in het frontale vlak (abductie - adductie). We concentreren ons bij dit onderzoek echter enkel op de resultaten uit het sagittale vlak gezien het exoskelet de vrijheidsgraden in andere vlakken belemmert. Enkel In het enkelgewricht wordt er zowel plantairflexie als dorsieflexie waargenomen tijdens het wandelen (Fig. 1.1). In het begin van de schrede, bij de weight acceptance fase, zal de enkel in plantairflexie bewegen. Op het einde van deze fase gaat de enkel reeds in dorsiflexie over. Dit is ongeveer wanneer we van de tweebenige steunfase overgaan naar de éénbenige steunfase. Tijdens de midstance fase beweegt de enkel verder in dorsiflexie terwijl het onderbeen over het enkelgewricht roteert. Tijdens de push off fase gaat de enkel terug over naar plantairflexie om het LZP van het lichaam te doen stijgen. Tijdens de zwaaifase wordt er opnieuw dorsiflexie waargenomen (Kadaba, Ramakrishnan, & Wootten, 1990). Fig. 1.1 : Dorsieflexie (DF) en plantairflexie (PF) in graden gedurende een schrede (Kadaba et al., 1990). 0% van de schredecyclus komt overeen met hielcontact en 100% met het volgende hielcontact van hetzelfde been

9 Knie Net zoals bij de enkel wordt bij de knie ook vooral flexie en extensie waargenomen tijdens het wandelen (Fig. 1.2). Bij de weight acceptance fase is er een flexiebeweging in de knie te zien. Deze loopt tot ongeveer het begin van de éénbenige steunfase. Dan zien we in de knie tijdens de midstance fase een extensiebeweging waarbij de knie bijna volledig wordt gestrekt. Bij het begin van de push off fase is er een grote flexiebeweging waarbij de knie tot een flexie van ongeveer 60 buigt (Kadaba et al., 1990). Deze flexiebeweging gaat nog even door in het begin van de zwaaifase van het been. Dan gaat deze na ongeveer 25% van de zwaaifase over naar een extensiebeweging die de knie opnieuw in de neutrale positie voor hielcontact brengt. Fig. 1.2 : Knie flexie (Flx) en knie extensie (Ext) tijdens een schrede (Kadaba et al., 1990). 0% van de schredecyclus komt overeen met hielcontact en 100% met het volgende hielcontact van hetzelfde been. Enkel Kinetica van de wandelbeweging Krachtmoment In de enkel is er in het begin van de schredecyclus een kort dorsiflexie moment (Fig. 1.3). Dit wordt geleverd door de dorsiflexoren zoals m. Tibialis Anterior. Na 10% van de schredecyclus is er een krachtmoment van de plantairflexoren. Dit plantair flexiemoment duurt tot het loskomen van de tenen op ongeveer 60% van de schredecyclus (Winter, 1983). Na het loskomen van de tenen is er een verminderd krachtmoment in de enkel. Slechts het brengen van de enkel in dorsiflexie moet tijdens de zwaai gebeuren door de m. Soleus, en deze beweging wordt geassisteerd door de inwerkende zwaartekracht en inertiekracht tijdens de zwaaifase. Tijdens de schrede valt de bijdrage van de passieve elementen in de enkel tijdelijk samen met het netto plantairflexerend moment en zorgt samen voor een bijdrage van - 2 -

10 ongeveer 21% van het piek netto moment (Whittington, Silder, Heiderscheit, & Thelen, 2008). Vermogen In de enkel zijn er twee fases van mechanisch vermogen te onderscheiden (Fig. 1.3). De eerste (A1) is een fase van negatieve arbeid tijdens de weight acceptance fase. Tijdens deze fase rolt de voet over de hiel waarbij de dorsiflexoren uitgerokken worden. Bij het verlengen absorberen ze energie (Winter, 1983). De tweede fase (A2) is een fase van positieve arbeid waarbij de m. Gastrocnemius en de m. Soleus actief samentrekken en energie leveren. Dit gebeurt tijdens de push off fase. De geleverde energie wordt omgezet naar plantairflexie waardoor het lichaamszwaartepunt kan stijgen. Deze actieve samentrekking zorgt echter niet voor het totale vermogen. De passieve elastische mechanismen in de spieren zorgen hier voor ongeveer 15% van het totale netto geleverde vermogen (Whittington et al., 2008). De grootste bijdrage van de actieve spierarbeid wordt geleverd door de m. Gastrocnemius en in mindere mate door de m. Soleus (Whittington et al., 2008). De Achillespees is tijdens het wandelen onderhevig aan rek en verkorting die resulteren in een katapulteffect (Ishikawa, Komi, Grey, Lepola, & Bruggemann, 2005). Zo wordt de pees tijdens de push off fase uitgerekt terwijl de spiervezels ongeveer isometrisch blijven. Dit is op de ideale kracht-lengte relatie om optimaal te kunnen contraheren en dus een grote kracht te leveren in de plantairflexoren (m. Gastrocnemius en m. Soleus) tijdens Fig. 1.3 : Krachtmoment en vermogen van enkelgewricht (Winter, 1983). De twee te onderscheiden fases van arbeid (vermogen per tijdseenheid) werd aangeduid met A1 (negatieve arbeid) en A2 (positieve arbeid). Dit is een grafiek van een proefpersoon van 86 kg en een stapfrequentie van 118 stappen per minuut. push off (Sawicki & Ferris, 2008a)

11 Knie Krachtmoment In het begin van de schredecyclus is er een kort flexiemoment in de knie (Fig. 1.4). Dit loopt ongeveer van 0-3% van de schredecyclus. Erna is er een groot extensiemoment in de knie dat duurt tot het midden van de zwaaifase. Van 5-15% en van 40%-70% zien we in de kinematica een flexiebeweging in de knie, terwijl we nu een extensiemoment zien. Dit duidt op excentrische spierwerking. Tussen deze twee fasen is er concentrische spieractiviteit in de mid stance fase. Op het einde van de zwaaifase wordt er weer een flexiemoment gerapporteerd (Winter, 1983). Vermogen In de weight acceptance fase wordt er gedurende een bepaalde tijdspanne negatieve arbeid geleverd (Fig. 1.4 ; K1). Gedurende deze fase is de grootte van de geleverde arbeid bij voorkeurssnelheid van wandelen gemiddeld -6,3 J. Tijdens deze fase wordt er energie geabsorbeerd in de knie door vooral de m. Quadriceps Femoris (Winter, 1983). Vanaf de mid stance fase wordt er een kleine positieve arbeid geleverd in het kniegewricht (Fig. 1.4 ; K2). De grootte van de arbeid is klein door de lage draaisnelheid bij de extensie van de knie (Winter, 1983). Er is geen bijdrage van passieve elastische mechanismen in deze fase van positieve arbeid (Whittington et al., 2008). De grootte van deze geleverde arbeid is bij voorkeurssnelheid van wandelen gemiddeld slechts 3,7 J (Winter, 1983). Daarna volgt een fase van negatieve arbeid (Fig. 1.4 ; K3). Deze fase zorgt voor absorptie van energie van net voor tot net Fig 1.4 : Krachtmoment en vermogen van kniegewricht (Winter, 1983). De vier te onderscheiden fases van arbeid (vermogen per tijdseenheid) werd aangeduid met K1, K3 en K4 (negatieve arbeid) en K2 (positieve arbeid). Dit is een grafiek van een proefpersoon van 86 kg en een stapfrequentie van 118 stappen per minuut

12 na het loskomen van de tenen. Als laatste fase is er opnieuw een negatieve arbeid opgemeten van 80%-100% van de schredecyclus, tijdens de zwaaifase. Deze laatste fase dient om energie te absorberen door de hamstrings om de snelheid van het bewegende onderbeen en voet af te remmen (Winter, 1983). De m. Gastrocnemius is een biarticulaire spier die zowel de knie als de enkel overspant. Door deze eigenschap is het mogelijk om opgeslagen energie van het ene gewricht over te brengen op het andere gewricht. De knie levert tijdens de schredecyclus overwegend negatieve arbeid terwijl de enkel vooral positieve arbeid gaat leveren. Er kan tijdens wandelen aan voorkeurssnelheid energie getransfereerd worden van de knie naar de enkel via de m. Gastrocnemius (Whittington et al., 2008) (Fig. 1.5). Deze overdracht van energie kan ook in de omgekeerde richting verlopen. Tijdens de push-off fase wordt door de m. Gastrocnemius energie getransfereerd naar de enkel, terwijl tijdens de weightacceptance fase energie wordt getransfereerd van enkel naar knie (Prilutsky et al., 1994). Fig. 5: Schematische voorstelling van het onderbeen met bijhorende spieren: (1) m. Gluteus Maximus (heupstrekker); (2) m. Biceps Femoris (heupstrekker en kniebuiger); (3) m. Vastus Lateralis (kniestrekker); (4) m. Rectus Femoris (kniestrekker en heupbuiger); (5) m. Gastrocnemius Lateralis en Medialis (kniebuiger en enkelstrekker); (6) m. Soleus (enkelstrekker) en (7) m. Tibialis Anterior (enkelbuiger). Wanneer de kniestrekking plaatsvindt (A) kan de m. Gastrocnemius energie transfereren van de knie naar de enkel om in daar enkelstrekking te veroorzaken (B). Oorsprong en insertie van spieren kunnen afwijken van biologische. Figuur naar Hug et al.,

13 Fig. 1.6 : EMG-waarden voor acht spieren van het onderste ledemaat tijdens stappen aan voorkeurssnelheid (Winter, 1987). EMG Tijdens de wandelbeweging worden de verschillende spieren op verschillende momenten van de schredecyclus geactiveerd (Fig. 1.6). De belangrijkste wandelspieren zijn de m. Gastrocnemius en de m. Soleus. Deze twee spieren zijn de voornaamste plantairflexoren. De piekactivatie valt voor de m. Soleus op ongeveer 50% van de schredecyclus (Winter & Yack, 1987). Dit is tijdens de push off fase, en valt samen met de piek (A2) van het geleverde vermogen in het enkelgewricht en met het plantairflexie moment. De piek van de spieractiviteit van de m. Gastrocnemius valt ongeveer gelijk met die van de m. Soleus, op ongeveer 50% van de schredecyclus (Winter & Yack, 1987). Het tijdstip van activatie is echter niet gelijk voor de twee spieren. Zo wordt de m. Soleus vroeger geactiveerd, op ongeveer 10% van de schredecyclus. Terwijl de m. Gastrocnemius geactiveerd wordt op ongeveer 25% van de schredecyclus (Sutherland, 1966). De reden van deze vroegere activatie van de m. Soleus is dat deze spier de dorsiflexie van het enkelgewricht tegengaat zodat de Tibia niet te ver over de Talus roteert (Stewart, Postans, Schwartz, Rozumalski, & Roberts, 2007). Verder hebben we bij het wandelen ook spieractiviteit van de kniestrekkers (m. Quadriceps Femoris). Deze spier bestaat uit vier koppen. Drie daarvan zijn monoarticulair en zijn dus enkel in staat kniestrekkende arbeid te leveren. Deze zijn de m. Vastus Lateralis, Medialis en intermedius. De vierde en laatste kop is de m. Rectus Femoris en dit is een biarticulaire spier die naast kniestrekking ook heupbuiging kan veroorzaken. De kniestrekkers worden geactiveerd van tussen 0-25% van de schredecyclus tot op het einde van de zwaaifase (Sutherland, 1966). Een laatste groep spieren in het onderste lidmaat is deze van de kniebuigers. Deze groep spieren wordt de Hamstrings genoemd en bestaat uit de m. Biceps Femoris, m. Semitendinosus en m. Semimembranosus. Deze drie spieren - 6 -

14 lopen van het zitbeen naar het onderbeen, en kunnen dus in zowel knie- als heupgewricht krachtmomenten genereren. Enkel de korte kop van de m. Biceps Femoris, namelijk de m. Biceps Femorus Caput Breve, hecht aan op het bovenbeen en kan dus enkel kniebuiging veroorzaken. De activiteit van de spieren vertoont een duidelijk aan/uit patroon maar eigenlijk stopt de activiteit van de spieren nooit helemaal. De spieren hebben steeds een stabiliserende functie waardoor er altijd een bepaalde spieractiviteit is. Dit wordt bewezen door de lange spieractiviteit van de plantairflexoren, terwijl er slechts op het einde van deze activiteit plantairflexie wordt gemeten (Sutherland, 1966). De spieractiviteit wordt gemeten aan de hand van elektromyografie (EMG). Op deze wijze wordt de elektrische activiteit van de spier gemeten aan de hand van elektroden en op basis daarvan wordt er een schatting gedaan naar de mate waarin een spier actief is en kracht levert. Deze elektroden kunnen op twee manieren aangebracht worden. Enerzijds zijn er de naaldelektroden die in de spier worden aangebracht. Deze elektroden zorgen voor de nauwkeurigste metingen maar hebben hun invasief karakter als nadeel. Daarnaast zijn er de oppervlakteelektroden, die op de huid boven de spier worden gekleefd en zo de elektrische activiteit van onderliggende spier registreren. Deze techniek wordt het meeste gebruikt aangezien hij niet invasief is. Vanzelfsprekend ligt de nauwkeurigheid van deze techniek veel lager dan bij de naaldelektroden. De output van deze metingen kunnen ofwel op papier worden gezet, ofwel hoorbaar gemaakt worden. In beide gevallen spreekt men van een elektromyogram of EMG METABOLE KOST Als we het model van de omgekeerde slinger (zie bijlage 3) beschouwen, zien we tijdens de éénbenige steunfases steeds een constant mechanisch energieniveau. Dit zou een perfecte en continue uitwisseling van potentiële en kinetische energie betekenen. Er is echter wel een verlies van 65% (Cavagna, Thys, & Zamboni, 1976) aan totale mechanische energie. Dit vereist dus voor een bepaalde input van energie, vooral tijdens de step to step transition (Neptune, Zajac, & Kautz, 2004) (bijlage 3). Voor elke hoeveelheid positieve mechanische en elastische energie die geleverd wordt in het enkelgewricht, is er een metabole kost die vier keer hoger is. De verhouding van de mechanische energie op de metabole kost is de 'apparant efficiency' en deze wordt geschat op 0,25 (Margaria, 1963). De energiekost tijdens het wandelen kan onderverdeeld worden in drie fases: de tweebenige steunfase, de éénbenige steunfase en de zwaaifase van het been, die respectievelijk 27%, 43-48% en 25-30% van de totale energiekost tijdens het wandelen vragen, bij wandelen aan voorkeurssnelheid (Umberger & Rubenson, 2011)

15 Metabole kost wordt indirect gemeten aan de hand van een spirometer. Dit apparaat registreert de verandering in hoeveelheid zuurstof, koolstofdioxide en stikstof. Deze gegevens worden verkregen over een bepaalde tijdsperiode. Bijgevolg is het niet mogelijk metabole kost te meten op een bepaald moment in de schrede. Tijdens rust wordt een bepaalde hoeveelheid metabole energie verbruikt, beter gedefinieerd als rustverbruik. Door arbeid te leveren, zoals bijvoorbeeld wandelen, zal het verbruik van metabole energie stijgen. Door het zuurstofverbruik en de CO 2- productie te registreren kan worden aangegeven hoe belastend een taak is. Metabole kost wordt doorgaans uitgedrukt in MET-waarden. 1 MET staat voor de hoeveelheid metabole energie nodig in rust en komt overeen met 3,5 ml zuurstof per kg lichaamsgewicht per minuut (Ainsworth et al., 2000). Wandelen komt ongeveer overeen met 2 MET MONOARTICULAIRE VS. BIARTICULAIRE SPIEREN Tijdens menselijke locomotie hebben monoarticulaire en biarticulaire spieren verschillende functies. Zo zorgen monoarticulaire spieren voor eenvoudige flexie- of extensiebewegingen binnen één gewricht. Biarticulaire spieren hebben complexere activatiepatronen die als belangrijkste functie de overdracht van netto gewrichtsmomenten tussen gewrichten hebben (Van Ingen Schenau, Pratt, & Macphearson, 1994). Naast een andere functie hebben de monoarticulaire spieren ook een andere aansturing dan de biarticulaire spieren. Monoarticulaire spieren worden gegroepeerd tot eenvoudige flexoren of extensoren in de zenuwbanen, terwijl biarticulaire spieren gecontroleerd worden door bewegingsgerelateerde feedback in de perifere vezels (Van Ingen Schenau et al., 1994). Biarticulaire spieren hebben nog een belangrijk kenmerk, nl. de elasticiteit van de pees. Deze elastische component zorgt bijvoorbeeld voor opslag en teruggave van energie tijdens een sprong. Babic et al. (2004) vonden dat deze teruggave van energie tijdens de push off fase van de sprong zorgt voor een winst in spronghoogte van ongeveer 16%. De optimale stijfheid van de elastische component is 245 kn/m, wat overeenkomt met de stijfheid van de Achillespees (Babic & Lenarcic, 2004). Ook op het niveau van de spiervezels zijn er verschillen tussen monoarticulaire (bv. m. Soleus) en biarticulaire (bv. m. Gastrocnemius) spieren. Tijdens de schredecyclus werd het gedrag van de pees van de m. Soleus en m. Gastrocnemius geanalyseerd en vond men geen significante verschillen tussen de twee spieren (Ishikawa, Komi, Grey, Lepola, & Bruggemann, 2005). Op vlak van gedrag van de spiervezels zijn er echter wel andere patronen gevonden. Zo worden de spiervezels van de m. Gastrocnemius uitgerekt in het begin van de éénbenige steunfase, maar blijft deze isometrisch naar het einde van de steunfase toe. De m

16 Soleus daarentegen blijft gedurende de hele steunfase uitrekken (Ishikawa et al., 2005). Er is ook een belangrijk verschil op spiervezeltype tussen mono- en biarticulaire spieren. De m. Soleus bezit slechts 20% snelle spiervezels en is dus een relatief "trage" spier die niet snel vermoeid raakt. De m. Gastrocnemius bestaat uit 50% snelle spiervezels en heeft dus een hogere contractiesnelheid, maar is sneller vermoeid (Umberger, Gerritsen, & Martin, 2003)

17 1.2. EXOSKELETTEN INLEIDING Een exoskelet betreft een mechanisch toestel die de motorische functies van de mens kan ondersteunen en die bovenop de normale anatomische structuren wordt gedragen (Herr, 2009). Op deze manier kan het zowel door gezonde mensen worden gedragen, als door mensen met een aandoening, zoals dwarsleasie (Ferris, 2009), drop foot (Kim, Hwang, & Kim, 2007),... Echter is de hoofdbedoeling van het gros van gebruikte exoskeletten het verhogen van prestaties bij normaal validen. Daarin verschilt het van een orthese, wat voornamelijk bedoeld is voor het herstellen van prestaties bij mensen met een gangpathologie. Daarnaast bestaan er ook nog prothesen, die worden toegepast bij personen met een geamputeerd lidmaat. In het geval van een exoskelet met aandrijving is het de bedoeling dat de aanwezige spieren worden geassisteerd door een externe kracht. Deze externe kracht wordt gegenereerd door pneumatische spieren die aanhechten tussen twee plaatsen op het exoskelet. De pneumatische spieren worden zo georiënteerd dat ze de anatomische ligging van de bestaande spieren zo goed mogelijk benaderen. Naast het gebruik van exoskeletten voor voorgaand opgesomde doeleinden kunnen ze ook hun nut hebben in het domein van de wetenschap. Door te werken met ondersteunende actuatoren, kan men meer inzicht verkrijgen over de werking van de effectieve spieren van het lichaam. Hoe worden ze aangestuurd, wat is de timing van aansturing, enz. Dit heeft implicaties voor zowel de medische wereld, als voor de biomechanica en robotica (Ferris, 2009). Het frame van een exoskelet bestaat uit zo licht mogelijke materialen, zoals er bijvoorbeeld bij Ferris (2006) koolstofvezel als hoofdcomponent wordt gebruikt (Fig. 1.7). De vorm ervan is een afgietsel van de contouren van het onderbeen van de testpersoon. Fittingen worden bevestigd tussen de koolstofvezels om zo sterke aanhechtingspunten te krijgen voor de pneumatische actuatoren, die verantwoordelijk zijn voor de externe krachtwerking op het exoskelet (Ferris, Czerniecki, & Hannaford, 2005)

18 MONOARTICULAIRE VS. BIARTICULAIRE AANDRIJVING Exoskeletten zijn er in verschillende vormen, maten, toepassingen en werkingen. Het voornaamste onderscheid kan gemaakt worden tussen exoskeletten met monoarticulaire en biarticulaire aansturing (Herr, 2009). Monoarticulaire aansturing wil zeggen dat de pneumatische spieren slechts één gewricht overspannen. Een enkel-voet exoskelet is hiervan het perfecte voorbeeld (Fig. 1.7) (Ferris et al., 2005; Ferris, Gordon, Sawicki, & Peethambaran, 2006; Gordon, Sawicki, & Ferris, 2006). Dit bestaat uit een schacht rond het onderbeen, met bijkomend een stuk rond de voet, waardoor uitsluitend werking rond de enkel mogelijk is. Hiervoor kunnen twee spieren samen een enkelstrekker en een enkelflexor of slechts één spier gebruikt worden. Op deze manier kan zowel plantairflexie als dorsiflexie ondersteund worden in het enkelgewricht. Een ander voorbeeld van een exoskelet met monoarticulaire sturing is het KAFO (Kneeankle-foot orthosis) (Sawicki & Ferris, 2009a). Dit exoskelet (Fig. 1.8) heeft naast een schacht rond het onderbeen, ook een schacht rond het bovenbeen, wat toelaat te werken rond zowel knie- als enkelgewricht. Desondanks classificeren wij dit onder de exoskeletten met monoarticulaire aansturing aangezien geen enkele pneumatische actuator werkt over 2 gewrichten. Elke actuator apart kan met andere woorden slechts kracht uitoefenen ter hoogte van ofwel het knie- ofwel het enkelgewricht, niet gelijktijdig in beide gewrichten. Fig. 1.7 : Een enkel-voet exoskelet, aangedreven door een (maximaal opgeblazen) dorsiflexor, en een (ontspannen) plantairflexor (Ferris, 2006). Fig. 1.8: Knie-enkel-voet exoskelet (KAFO) van de Universiteit van Michigan (Sawicki et al., 2009a)

19 Daartegenover staat een exoskelet met biarticulaire aansturing. Hierbij zullen actuatoren bevestigd zijn die twee gewrichten overspannen en dus tegelijk in beide gewrichten een krachtmoment kunnen leveren. Tot op vandaag is nog geen kennis van een onderzoek dat werkt met een dergelijk exoskelet AANSTURING De pneumatische spieren werken niet gedurende de volledige gangcyclus, maar worden op bepaalde tijdstippen geactiveerd. Zonder correcte tijdstippen van activatie zouden exoskeletten nooit het menselijk lichaam kunnen assisteren. Daarom dient er ook belang gehecht te worden aan hoe deze spieren worden geactiveerd. Deze aansturing kan op verscheidene manieren gebeuren, waarvan we de meest voorkomende hieronder bespreken. Ten eerste bestaat er de aansturing op basis van de kinematica (Cain, Gordon, & Ferris, 2007). Hiervoor kunnen in de praktijk twee soorten apparaten gebruikt. De aansturing kan gebeuren op basis van de gegevens die worden doorgegeven door een goniometer/accelerometer bevestigd aan de voet, of er kan een foot switch (voetschakelaar) worden gebruikt. Deze schakelaar bevindt zich in de zool van de schoen en registreert of de voet al dan niet op de grond steunt. Er wordt gewerkt met een drempelwaarde op de schakelaar en wanneer deze waarde wordt overschreden, wordt een signaal gestuurd naar de computer, waardoor deze weet dat de steunfase is aangevat. Cain et al. (2007) spreken van een bang-bang controller aangezien deze werkt zoals een aan-uit knop. De aansturing van de pneumatische spier verloopt als gevolg ook volgens dit patroon en dus zal de spier maximaal worden geactiveerd, of niet worden geactiveerd. Deze manier van aansturen wordt ook in andere onderzoeken gebruikt (Gordon et al., 2006). Een tweede manier van aansturing hanteert de activatie van de spieren. De exoskeletten zullen bij deze methode aangestuurd worden aan de hand van proportionele myo-elektrische controle. Hiervoor wordt een EMG-signaal gebruikt van een spier, en dit signaal kan na verwerking gebruikt worden om de pneumatische spieren te activeren. Belangrijk hierbij is dat de gekozen spier dezelfde biomechanische functie heeft als die van de pneumatische actuator. In het voorbeeld van een enkel-voet exoskelet zal dus de m. Soleus genomen worden voor een plantairflexerend pneumatische spier, en de m. Tibialis Anterior voor de dorsiflexor (Ferris et al., 2006). In tegenstelling tot de foot switch is hier geen sprake van een bang-bang controller, maar zorgt de interpretatie van het EMG-signaal voor een aansturing van de pneumatische spier die proportioneel is met de activatie van de biologische spier. Opnieuw

20 wordt hier gebruik gemaakt van een drempelwaarde alvorens de pneumatische spier zal worden geactiveerd. Volgens Cain et al. (2007) kunnen de proefpersonen het gemakkelijkst en snelst aanpassen aan deze methode in vergelijking met de andere methoden. Dit omdat het menselijk lichaam in staat is zijn spieractivatiepatroon aan te passen om zo het beste gebruik te kunnen maken van de pneumatische spieren van het exoskelet. Er zijn veel onderzoeken terug te vinden waarin exoskeletten op deze manier worden aangestuurd (Ferris et al., 2005, 2006; Sawicki & Ferris, 2009b). Als laatste methode is er nog de aansturing door een externe persoon die de wandelcyclus probeert te interpreteren en op basis daarvan met de hand een aan-uit knop hanteert en op deze manier de pneumatische spier activeert of relaxeert (Sawicki, Domingo, & Ferris, 2006). Deze methode is minder efficiënt dan voorgaande en dus minder frequent voorkomend PNEUMATISCHE SPIEREN De meest gebruikte pneumatische spieren in het onderzoek naar exoskeletten zijn de zogenaamde McKibben actuatoren (Klute, Czerniecki, & Hannaford, 1999). Deze actuatoren worden opgebouwd uit een latex ballon aan de binnenkant, waarrond een huls van geweven polyester draden wordt aangebracht (Ferris et al., 2005). Deze pneumatische spieren worden bevestigd op fittingen die verwerkt worden in de schachten van het exoskelet. In het opzicht dat pneumatische spieren de biologische spieren zullen assisteren of tegenwerken, is het positief dat deze actuatoren de menselijke spieren benaderen wat betreft de bouw, functie en werking. De biologische spieren bestaan uit een contractiel element, een parallel en een serieel elastisch element (Hill, 1953). Wanneer het contractiel element verkort, zal het parallel elastisch element mee verkorten, terwijl het serieel elastisch element zal verlengen. Voor isometrische contractie beschrijft de kracht-lengte relatie van een biologische spier een stijgend-dalend verloop. Bij concentrische contracties zal naarmate de snelheid groter wordt, de kracht blijven afnemen. Dit staat tegenover de eigenschap bij excentrische contractie, waarbij de te produceren kracht onafhankelijk is van de contractiesnelheid. Dit is niet het geval voor pneumatische spieren, waarbij de contractiesnelheid geen of nauwelijks invloed heeft op de krachtontwikkeling (Klute, 2002)

21 Onderstaande opsomming werd gegeven door Daerden en geeft duidelijk aan wat de verschillen zijn tussen biologische en pneumatische spieren (Daerden & Lefeber, 2002). Functie Verandering van volume bij contractie Hebben modulaire structuur (Bestaan uit parallelle en in serie geschakelde verbinding van microscopische contractiele elementen) Activatie hangt af van de mate van externe kracht Kunnen onderscheiden worden in spieren met trage en met snelle vezels Hebben geïntegreerde kracht- en reksensoren Hebben mogelijkheid om energie op te slaan en door te geven Kunnen energie en bouwstenen leveren voor andere spieren Biologische spier Pneumatische spier Tabel 1.1 : Verschillen tussen biologische en pneumatische spieren (Daerden, 2002). Toch kunnen er enkele specifieke eigenschappen worden aangehaald van pneumatische spieren. Ten eerste hebben pneumatische spieren een grote kracht-gewicht ratio en kunnen ze bijgevolg per kilogram een aantal kilowatt leveren (Daerden & Lefeber, 2002). Vervolgens zijn ze ook gemakkelijk te vervangen en daarenboven ook nog laag in kostprijs. Tenslotte kunnen ook drie gelijkenissen worden aangehaald tussen pneumatische spieren en biologische. Vooreerst zijn er in beide gevallen zowel agonisten als antagonisten nodig, met andere woorden kan een agonist enkel trekkrachten leveren, waardoor voor de omgekeerde beweging een antagonist nodig is en omgekeerd. Een tweede gelijkenis is dat beiden werken volgens een lineair concentrisch patroon (Daerden & Lefeber, 2002). Tenslotte is het ook zo dat zowel bij biologische als bij pneumatische spieren de spier met de grootste dwarsdoorsnede de grootste kracht kan ontwikkelen (Ikai, 1968). Ook zijn er volgens Daerden (2002) enkele nadelen verbonden aan het gebruik van deze McKibben actuatoren. De levensduur van de pneumatische spieren is eerder beperkt. De redenen hiervoor zijn zeer uiteenlopend. Enkele worden aangehaald door Daerden, namelijk

22 de wrijving van de ballon tegen de polyester draden, of door hogere druk in de spieren dan de maximaal toegelaten druk. Een tweede nadeel is dat ze een eerder kleine werkafstand hebben. Wanneer er samengeperste lucht in een pneumatische spier wordt geblazen, zal de druk in de latex ballon toenemen waardoor deze zal uitzetten. Door de gevlochten structuur zal de pneumatische spier als gevolg verkorten, waardoor er arbeid kan geleverd worden. De McKibben actuatoren hebben een quasi lineaire kracht-lengte relatie (Gordon et al., 2006). Er zal geen krachtproductie meer mogelijk zijn indien de pneumatische spier 71% van zijn rustlengte heeft bereikt (Fig. 1.9). Aan het andere uiterste zal de grootste krachtontwikkeling mogelijk zijn op 100% van de rustlengte. Dit wordt niet aangegeven op de figuur, maar loopt tot ongeveer 1700N (Gordon et al., 2006). Volgens het onderzoek van Gordon et al. (2007) leveren de pneumatische spieren ±57% van het maximaal plantairflexerend moment tijdens de steunfase wanneer proefpersonen stappen aan een snelheid van ±1,0m/s. Dit zou overeenkomen met ±70% van de positieve plantairflexerende arbeid. Fig. 1.9 : De kracht-lengte relatie van pneumatische spieren. De stippellijn is bij isometrisch testen, de grijze en zwarte lijn bij testen op enkel-voet exoskelet, respectievelijk met twee en één pneumatische spier als plantairflexor (Gordon et al., 2006)

23 EFFECTEN VAN EXOSKELETTEN Spatiotemporele eigenschappen De spatiotemporele eigenschappen van de gangcyclus worden beïnvloed door zowel het passieve als actieve exoskelet. We verstaan onder passief exoskelet de conditie waarbij de proefpersoon het exoskelet draagt zonder dat er pneumatische actuatoren zijn op aangebracht. Door het toevoegen van het passieve exoskelet stijgt het traagheidsmoment van het been en de deelsegmenten. Het toevoegen van massa aan de deelsegmenten werd onderzocht door Browning et al. (2007). De spatiotemporele eigenschappen worden ook beïnvloed door de activatie van het exoskelet. De meeste onderzoeken rapporteren initieel een verandering in deze eigenschappen, waarna op het einde van de testen deze verschillen grotendeels zijn verdwenen (Sawicki & Ferris, 2008a). Dit laat vermoeden dat het leereffect hier een rol zal spelen en indien men langere testperiodes zou inbouwen, geen enkele parameter meer zou verschillen voor het actief in vergelijking met het passief exoskelet (Sawicki & Ferris, 2008a). Kinematica Zowel Ferris et al. (2005) en Sawicki en Ferris (2009a) vonden gelijklopende kinematica voor de conditie zonder exoskelet als de conditie met respectievelijk een passief enkel-voet exoskelet en passief knie-enkel-voet exoskelet (Fig. 1.10). Dit is echter in strijd met hun eigen onderzoek in hetzelfde jaar naar een enkel-voet exoskelet. In dit onderzoek vond men met een passief enkel-voet exoskelet initieel meer dorsiflexie in vroege steun, net zoals meer knie- en heupflexie in dezelfde fase (Sawicki & Ferris, 2009b). Wanneer we de kinematica voor de actieve conditie gaan vergelijken met deze voor de passieve conditie vinden we in telkens één zaak terug, namelijk bij het begin van geassisteerd stappen een verhoogde plantairflexie (Ferris, 2009; Gordon et al., 2006; Sawicki & Ferris, 2008a, 2009b) (Fig. 1.11). In het onderzoek van Ferris en Lewis is het zelfs zo dat er geen hielcontact meer te vinden was (Ferris & Lewis, 2009). In de meeste gevallen keerde de plantairflexie terug naar normale waarden (Ferris & Lewis, 2009; Gordon et al., 2006; Sawicki & Ferris, 2009b), maar er konden toch nog weliswaar kleinere verschillen waargenomen worden in volgend onderzoek. Zo Fig: 1.10: Vergelijking van de gewrichtskinematica voor de conditie zonder exoskelet (zwarte lijnen) met de conditie met een passief knie-enkel-voet exoskelet (grijze lijnen). (Sawicki et al., 2009a)

24 vonden Sawicki en Ferris (2009b) dat op het einde van hun testperiode de push off fase nog steeds vroeger startte, en dat de grootste hoek in plantairflexie nog iets groter was dan die in de passieve conditie. Opnieuw kan hier de conclusie gemaakt worden dat er een vorm van leereffect mee gemoeid is, waardoor we kunnen verwachten dat de gevonden resultaten nog verder weg zullen ebben en er weer tot een normaal patroon van wandelen zal teruggekeerd worden indien er langere periodes met de assistentie van een exoskelet zal worden gewandeld. Fig : Gewrichtskinematica patronen van een wandelcyclus (0-100%) van enkel-, knie- en heupgewricht voor wandelen met passief (baseline) en actief exoskelet (minuut 1 en minuut 30) over twee sessies van 30 minuten. Het patroon voor enkel plantairflexie toont een grote toename in plantairflexie tijdens de volledige wandelcyclus in de actieve conditie. Op het einde van sessie twee is er geen verschil meer in plantairflexie. Knie- en heupkinematica zijn gelijk voor alle testcondities (Gordon et al., 2006). EMG Vanzelfsprekend heeft het dragen van het exoskelet, nog zonder invloed van pneumatische actuatoren, een invloed op de spierwerking. Door het toevoegen van de massa van het exoskelet veranderen een aantal zaken. Die extra massa zorgt namelijk voor grotere spierkrachtmomenten in de verschillende gewrichten en dit vooral tijdens de zwaaifase aangezien de toegevoegde massa een zeer kleine impact zal hebben tijdens de steunfase. Browning et al. (2007) vonden immers pas een significante stijging in het buigend heupmoment tijdens de late steunfase na toevoeging van massa s van 4 kg aan elke voet. Het patroon voor enkel plantairflexie toont een grote toename in plantairflexie tijdens de volledige wandelcyclus in de actieve conditie. Op het einde van sessie twee is er geen verschil meer in plantairflexie. Knie- en heupkinematica zijn gelijk voor alle testcondities

25 In tegenstelling tot wat we zouden verwachten bij het dragen van een passief exoskelet uitgaand van het onderzoek van Browning et al. (2007) vonden Ferris et al. (2005) geen significante verschillen in spieractivatie patronen tussen de conditie zonder en met een passief enkel-voet exoskelet (Fig ). Ook Sawicki en Ferris (2009a) vonden dit in hun onderzoek met een knie-enkelvoet exoskelet. Bij actuatie van een enkel-voet exoskelet met plantairflexie assistentie zien we tegenstrijdige resultaten over verschillende onderzoeken. Soms werd een directe daling in de activiteit van de m. Soleus waargenomen van zodra het exoskelet werd geactiveerd (Sawicki & Ferris, 2008a). Dit is niet verwonderlijk aangezien de pneumatische plantairflexerende spieren zo georiënteerd zijn om de activiteit van deze spier te imiteren. Toch vonden Gordon Fig : Vergelijking van EMG waarden voor conditie zonder exoskelet (zwart) en conditie met passief enkel-voet exoskelet (grijs) (Ferris et al., 2005). en Ferris (2006) geen daling in de activatie van de m. Soleus. Ze vonden daarentegen een vrij continu activatiepatroon dat lichtjes boven de gemiddelde waarde zit van wandelen met een passief exoskelet (Fig. 1.13). Dit patroon veranderde naarmate de test vorderde en bij het Fig : Vergelijkiing van genormaliseerde EMG waarden van m. Soleus voor de passieve conditie (rood), actieve conditie minuut 1 (zwart) en actieve conditie minuut 30 (grijs) voor dag 1 en 2 (Gordon et al., 2006). einde van de eerste dertig minuten toont het patroon opnieuw periodes zonder activatie, gelijkaardig aan de baseline waarden. Wel vonden ze een lagere amplitude voor dit patroon (Gordon et al., 2006). Ook Ferris en medeonderzoekers vonden na dertig minuten wandelen met een actief enkel-voet exoskelet een verminderde activatie van de m. Soleus, meer bepaald een vermindering van 47% (Ferris et al., 2005). Een minder uitgesproken, maar vergelijkbaar effect werd teruggevonden door Sawicki en Ferris (2009b), namelijk een daling van 11-20% in m. Soleus activatie. In ditzelfde onderzoek werd ook de activatie van de m. Gastrocnemius

26 gedocumenteerd. Hierbij werd een afname tussen 6 en 15% in activatie van deze spier gevonden na dertig minuten wandelen met een enkel-voet exoskelet (Sawicki & Ferris, 2009b). Echter vonden Gordon en Ferris een stijging in de activatie van m. Gastrocnemius, net zoals van m. Tibialis Anterior, Vastus Medialis en Lateralis, Rectus Femoris en mediale hamstrings in de eerste minuut van actief wandelen. Op het einde van de tweede testfase zijn alle waarden voor deze spieren teruggekeerd tot de baseline waarden, behalve voor de m. Gastrocnemius die een gedaald activatiepatroon vertoont (Gordon et al., 2006). Ook Sawicki en Ferris (2008) vonden op het einde van hun testsessies zowel een daling in de activatie van de m. Soleus (28% daling) en m. Gastrocnemius (4% voor m. Gastrocnemius Medialis en 10% voor m. Gastrocnemius Lateralis). Ze vonden ook een gestegen activatie van de antagonist, namelijk m. Tibialis Anterior, bij het begin van de testfasen. Deze stijging verdween, net zoals bij Gordon et al. (2006), naar het einde van de testperiode. Ferris et al. (2005) vonden daarentegen een stijging in activatie van m. Tibialis Anterior op het einde van de testperiode van 10%. Kinetica Sawicki en Ferris (2009a) documenteerden het verschil in kinetica tussen wandelen zonder en met een passief knie-enkel-voet exoskelet. Ze vonden dat er geen significante verschillen zijn tussen beide condities wat betreft gewrichtsvermogen en momenten in het enkel- en kniegewricht (Sawicki & Ferris, 2009a). Dit is in strijd met wat Browning et al. (2007) vonden wanneer een massa werd toegevoegd aan de voeten. Zij namen gestegen netto spiermomenten waar in het enkelgewricht tijdens de zwaaifase (Browning, Modica, Kram, & Goswami, 2007). Wanneer nu wordt gekeken naar deze zelfde parameters in de vergelijking tussen een passieve en actieve conditie van een enkelvoet exoskelet, kunnen verschillende studies worden gevonden die hierover rapporteerden. Ten eerste vonden Ferris et al. (2005) dat het geactiveerde exoskelet ±50% van het netto plantairflexerend Fig : Netto enkel- en artificiële spiermomenten. Waarden zijn gemiddelden + 1 Stdev (dunne lijnen) voor 3 subjecten aan 1,0 m/s. Netto enkelmomenten tijdens actieve en passieve conditie. Artificiële spiermomenten tijdens actieve conditie. Plantairflexie moment is positief (Gordon et al., 2006). moment leverde in de enkel. Voor dezelfde parameter vonden Gorden et al. (2006) een

27 waarde van 57%. Daarenboven vonden ze ook dat tijdens de zwaaifase het netto enkelmoment nihil was, terwijl toch een moment gevonden kon worden geproduceerd door de artificiële spieren (Fig. 1.14). Ook Kao et al. (2010) voerden onderzoek naar het effect van een enkelvoet exoskelet op kinetische parameters. Zij vonden slechts geringe, niet significante verschillen in momenten in het heup-, knie- en enkelgewricht tussen de conditie zonder en met een passief en actief exoskelet. Ook vonden ze gelijkaardige knie- en heupvermogens tussen de verschillende condities. Daartegenover vonden ze grotere enkelvermogen profielen (Fig. 1.15). Zo vonden ze een grotere piek in positief enkelvermogen en ook dat er een grotere vermogengeneratie was, gepaard met een kleinere vermogenabsorptie (Kao et al., 2010). Daardoor is ook de positieve enkelarbeid significant gestegen tijdens de actieve conditie (66% groter), terwijl de negatieve enkelarbeid 51% gedaald is (Kao et al., 2010). Fig. 1.15: A) Enkelmomenten voor dag 1 (baseline, minuut 1, minuut 30). B) Enkelmomenten voor dag 2 (baseline, minuut 1 en minuut 30). C) Enkelkrachten voor dag 2 (baseline en minuut 30) (Kao et al., 2010). Metabole kost Ook deze parameter hebben Browning et al. onderzocht in hun onderzoek naar toevoegen van een massa aan de onderste ledematen. In dat onderzoek werd een stijging van 8% gevonden in metabole kost per toevoeging van 1 kg aan elke voet (Browning et al., 2007) (Fig. 1.16). Sawicki en Ferris (2009b) vonden dat door het effect van een passief enkel-voet de netto metabole kost zal stijgen met 8-15%. Wel vonden ze na activatie van dit exoskelet een daling in netto metabolisch vermogen van 8-12%. Deze daling is dus te wijten aan vermogen geleverd door het exoskelet. Gelijkaardige resultaten werden reeds gevonden in een ander

28 onderzoek van deze onderzoekers, waarbij ze een daling vonden van 10% in netto metabolisch vermogen bij vergelijking van actieve versus passieve conditie. Wel konden ze initieel een stijging van 7% waarnemen bij het wandelen met een passief exoskelet (Sawicki & Ferris, 2008a). Ondanks deze stijgingen in metabole kost door toevoeging van enerzijds gewicht en anderzijds bewegingsbeperking door een exoskelet, zijn toch onderzoeken aan te halen die een reductie vinden in metabole kost voor wandelen met een exoskelet. Galle et al. (2013) onderzochten de adaptatieperiode die nodig was voor het wandelen met een enkel-voet exoskelet. Ze vonden dat de proefpersonen 18±5min nodig hadden om metabool geadapteerd te zijn aan het exoskelet. Echter vonden ze al bij het begin van het stappen met het actief exoskelet een significante daling in metabole kost in vergelijking met wandelen met het exoskelet zonder actuatie. Deze daling nam nog toe van 9% naar 16% naarmate de adaptatieperiode volgde. Gezien alle externe parameters geen verschillen vertoonden moet de daling in metabole winst te wijten zijn aan een verminderde activatie van biologische spieren (Galle, Malcolm, Derave, & De Clercq, 2013a). Galle et al. (2013) rapporteerden geen significante daling in metabole kost voor wandelen met een actief exoskelet in vergelijking met wandelen zonder exoskelet. Om deze daling te kunnen verkrijgen moest onderzoek worden gedaan naar de optimale timing voor aansturing van de pneumatische spieren. Bij uitzetten van daling in metabole kost ten opzichte van timing van de actuatie is een U-vormig verloop terug te vinden (Malcolm, Derave, Galle, & De Clercq, 2013). De grootste daling werd gevonden wanneer de actuatie begon op 43% van de schrede. Hier werd een significante daling van 17±1% teruggevonden voor stappen met een actief exoskelet in vergelijking met een passief en een significante daling van 6±2% in vergelijking met stappen zonder exoskelet. De reden die werd gegeven voor deze daling was dat de timing van actuatie het beste overeen zou komen met de activatietiming van de biologische spieren die het exoskelet assisteert

29 Fig. 1.16: Netto metabolische snelheid (W/kg) in relatie tot hoeveelheid toegevoegd gewicht. Verschillende lijnen stellen verschillende plaatsen voor waar gewicht werd toegevoegd (stippen: voet ; volle lijn: heup ; lange stippellijn: dij ; korte stippellijn: kuit) (Browning et al., 2007)

30 1.3. DOELSTELLINGEN, ONDERZOEKSVRAGEN EN HYPOTHESEN Wanneer er naar biologische spieren wordt gekeken, kan worden bemerkt dat biarticulaire spieren een hogere efficiëntie hebben dan monoarticulaire spieren. Tot op heden zijn er echter geen onderzoeken met exoskeletten bekend waarbij er biarticulaire actuatoren worden gebruikt die naar het model van de biologische biarticulaire spieren geconstrueerd zijn. Het doel van deze studie is de metabole effecten van wandelen met een exoskelet met biologisch geïnspireerde biarticulaire actuatoren te meten. We bouwen een exoskelet dat de m. Gastrocnemius nabootst door een pneumatische spier te verlengen met een elastische component die een aanhechting aan de enkel en een oorsprong aan het dijbeen heeft. Om de effecten van de aanhechting en oorsprong en het effect van de elastische component na te gaan, vergelijken we deze configuratie met nog drie andere configuraties van het exoskelet. We testen 5 condities -Een conditie die zowel de excentrische als concentrische werking van de m. Gastrocnemius nabootst (GAS_ECO). Dit door een elastische component van de laterale en mediale kant van de dij met een V-vormig patroon te verbinden met de pneumatische spier. -Een conditie die enkel de concentrische werking van de m. Gastrocnemius nabootst (GAS_CON). Dit door de elastische component van GAS_ECO te vervangen door een nietelastische component. -Een conditie die de concentrische werking van de m. Soleus nabootst (SOL_CON). De oorsprong vindt plaats op de kuit. Hierbij is er geen elastische component. -Een referentie conditie waarbij er geen aandrijving is van het exoskelet (UNP). -Een geschoeide referentie conditie (SHD). Bij dit onderzoek wordt er een vergelijking gemaakt van metabole kost tussen vijf verschillende condities (GAS_CON, GAS_ECO, SOL_CON, UNP en SHD). De vergelijking wordt telkens gemaakt tussen de individuele optimale timingen die door de proefpersonen zullen worden bepaald. Aan de hand van de resultaten van de EMG-meting, spatiotemporele informatie en de resultaten van de kinematica worden de verschillen verklaard

31 Onderzoeksvragen: - Wat is het effect van de configuratie van het exoskelet op de metabole kost? - Wat is het effect van de configuratie van het exoskelet op EMG van m. Gastrocnemius Medialis, m. Gastrocnemius Lateralis, m. Soleus, m. Vastus Lateralis, m. Rectus Femoris, m. Biceps Femoris, m. Gluteus Maximus, m. Tibialis Anterior? - Wat is het effect van de configuratie van het exoskelet op de gewrichtskinematica in enkel en knie? Voor de metabole kost tijdens SOL_CON verwachten we een verlaagde waarde in vergelijking met SHD. Dit naar analogie met de verlaging van 6%±2% (S.D.) t.o.v. wandelen zonder exoskelet in reeds gevoerd onderzoek (Malcolm et al., 2013). Door de toevoeging van de massa van het bovenstuk van het exoskelet aan de dij (1255 gram) verwachten we echter een kleinere verlaging in metabole kost. Volgens Browning et al. (2007) zorgt een toename van 1255 gram voor een toename van Watt/kg volgens onderstaande formule. Thigh watts per kilogram = m Voor de metabole kost tijdens de GAS condities verwachten we een verlaging waarbij de reductie voor GAS_ECO groter is dan die voor GAS_CON. Dit omdat er bij GAS_ECO ook excentrische krachtwerking wordt geleverd door de elastische component. Dit effect zal echter beperkt zijn daar de biologische metabole efficiëntie voor excentrische arbeid zeer groot is. Voor metabole kost tijdens GAS_CON verwachten we een verlaging t.o.v. SOL_CON omdat ook de knieflexie wordt geassisteerd bij de GAS_CON conditie, net zoals dit gebeurd door de biologische spier. Fig : Verhouding tussen de verwachte grootte van metabole kost voor de verschillende configuraties

32 Voor m. Gastrocnemius Medialis en Lateralis EMG-activiteit tijdens push-off verwachten we een lagere waarde in de GAS condities dan in de SOL & UNP conditie omdat de GAS condities in parallel werken met de m. Gastrocnemius Medialis en Lateralis en dus dezelfde soort oorsprong en aanhechting hebben. Daarnaast verwachten we ook een verlaagde waarde voor het gemiddelde overheen de schrede. Voor m. Soleus EMG-activiteit tijdens push off verwachten we een lagere waarde in de SOL conditie dan in de GAS & UNP condities omdat de m. Soleus enkelextensie levert en de monoarticulaire configuratie in de SOL conditie alleen enkelextensie veroorzaakt. Daarnaast verwachten we ook een verlaagde waarde voor het gemiddelde overheen de schrede. Voor de gemiddelde m. Biceps Femoris activiteit tijdens de volledige schrede verwachten we een lagere waarde in de GAS condities dan in de SOL & UNP conditie omdat de biarticulaire configuratie in de GAS conditie niet alleen enkelextensie maar ook knieflexie veroorzaakt. Voor m. Tibialis Anterior verwachten we voor het gemiddelde van de hele schrede een verhoogde EMG-activiteit voor GAS en SOL condities t.o.v. UNP omdat de GAS en SOL condities de antagonisten van de plantairflexie (m. Tibialis Anterior) zullen tegenwerken. Voor m. Rectus Femoris en m. Vastus Lateralis verwachten we voor het gemiddelde overheen de schrede een hogere waarde voor de GAS condities t.o.v. UNP en SOL waarbij de verhoogde waarde meer uitgesproken zal zijn voor de m. Vastus Lateralis daar deze zuiver in het kniegewricht werkt. De hogere waarde voor de GAS condities zijn te verklaren doordat deze conditie de antagonisten van de knieflexoren (m. Rectus Femoris en m. Vastus Lateralis) zullen tegenwerken. Voor m. Gluteus Maximus verwachten we geen veranderingen in de EMG-activiteit overheen de schrede tussen de verschillende condities gezien deze spier enkel krachtwerking levert in het heupgewricht, waar het exoskelet geen invloed op heeft

33 2. METHODE 2.1. POPULATIE Tien proefpersonen (drie vrouwen en zeven mannen; 70,03±8.27 kg; 175,67±3,35cm; 23,44±4,03 jaar) werden geselecteerd om deel te nemen aan de studie. De twee voorwaarden waaraan moest worden voldaan waren: geen last van blessures en passen in het exoskelet (lengte van 1,65m tot 1,85m). Twee proefpersonen hadden reeds gewandeld met het exoskelet en nog eens drie andere hadden ervaring met het stappen met een monoarticulair enkel-voet exoskelet. De data van een vrouwelijke proefpersoon waren onbruikbaar door een technische fout tijdens de testen, waardoor negen bruikbare proefpersonen overbleven. De data werden gecontroleerd en gecorrigeerd waar nodig en mogelijk. EMG data die duidelijke fouten bevatten en niet konden worden gecorrigeerd, werden niet opgenomen in de resultaten. Zo werden 4 metingen (GAS_CON SDP GAL, GAS_ECO SDP GAL, GAS_CON MAF GAM en SOL_CON NDM SOL) weggelaten van de 288 metingen (8 spieren x 4 condities x 9 proefpersonen). De proefpersonen ondertekenden alvorens de testen startten een informed consent-formulier (zie bijlage 1) opgesteld naar de verklaring van Helsinki en goedgekeurd door de Commissie voor Medische Ethiek, verbonden aan het Universitair Ziekenhuis Gent KNIE-ENKEL-VOET EXOSKELET Een knie-enkel-voet exoskelet is een exoskelet dat zowel het knie- als het enkelgewricht overspant en aan de hand van externe krachten rond deze gewrichten voor krachtwerking kan zorgen. Het knie-enkel-voet exoskelet dat wij gebruikten bestaat uit kunststof schelpen en scharnieren en werd ontworpen door Technische Orthopedie België op basis van een model met gemiddeld antropometrische afmetingen. Zowel voor het knie- als het enkelgewricht werden metalen scharnieren gebruikt. Het exoskelet werd vastgemaakt aan de benen door middel van klittenbanden riemen en onrekbare tape. Het exoskelet kon worden ingesteld op vier verschillende beenlengtes. De massa van het onderstuk van het exoskelet zonder spieren bedroeg 650g en de massa van het bovenstuk 1255g. De massa van de spieren bedroeg gemiddeld 110g. Het totaalgewicht van het exoskelet met actuator bedroeg dus 2015g

34 b a Boven het exoskelet droegen de proefpersonen schoenen aangepast aan hun schoenmaat. In de hiel van de schoenen zit een foot switch (APEM M-5ETH935) verwerkt die registreert wanneer de hiel contact maakt met de loopband. Op deze manier kan een computerprogramma de volgende schrede voorspellen aangezien aan een vaste frequentie wordt gestapt. Aan de hand van dat programma kunnen we instellen op welk percentage van de schrede we de pneumatische spieren willen activeren. Fig. 2.1: Het biarticulaire exoskelet met pneumatische spier (a) en elastische component (b). Het exoskelet werd aangedreven door pneumatische actuatoren. Deze werden door medewerkers aan dit onderzoek gefabriceerd aan de hand van fietsbanden, banden van geweven polyesterdraden, fittingen en metalen sluitringen. De pneumatische spieren werden vervolgens aan het exoskelet verbonden door middel van metalen beugels bevestigd op het exoskelet. Aan de insertie van de pneumatische spier werd een krachtsensor geplaatst om zo de trekkrachten geleverd door de pneumatische spier te meten. Bij activatie werd lucht met een druk van 3.5bar in de spieren gepompt, gegenereerd door twee compressoren PROTOCOL Er werd gerandomiseerd wat betreft de condities die de proefpersonen moeten doorlopen. De proefpersonen wandelden op een loopband aan een constante snelheid van 4,50 km/u. Dit komt ongeveer overeen met de voorkeurssnelheid van wandelen van 1.3 m/s. (Mohler, Thompson, Creem-Regehr, Pick, & Warren, 2007; Zarrugh, Todd, & Ralston, 1974). De proefpersonen doorliepen de verschillende configuraties van het exoskelet met vier verschillende timingen van aansturing. De pneumatische spieren werden per configuratie aangestuurd op 20, 30, 40 en 50% van de schredecyclus en werden telkens uitgeschakeld op 58% van de schredecyclus. Deze condities kwamen niet aan bod in onze dataverwerking, maar behoorden wel tot de gewenning aan het exoskelet (+-20 minuten). De metabole metingen startten pas na afloop van deze gewenning

35 Om te bepalen welke actuatietiming de meest confortabele is, doorliepen de proefpersonen in elke conditie twee protocols waarbij ze moesten aangeven welke timing het meest confortabel was. In één protocol werd de actuatietiming gedurende ongeveer 1 minuut progressief vervroegd van 50 tot 20% van de schredecyclus. In het andere protocol werd de timing over dezelfde range verlaat. In de latere metabole tests werd de gemiddelde optimaal gepercipieerde timing van beide protocols gehanteerd (en aangeduid als _OPT). Zoals in het protocol (zie bijlage 5) is weergegeven, stapten de proefpersonen met vijf verschillende configuraties, waarvan één zonder exoskelet. Een eerste configuratie is die zonder spieren, bestempeld in het protocol als UNP en tevens de eerste referentiewaarde. Een tweede bestaat erin met een monoarticulaire configuratie te werken, namelijk een pneumatische spier die alleen het enkelgewricht overspant, ter nabootsing van de m. Soleus. De naam van deze conditie begint altijd met SOL_CON, gevolgd door de timing van de aansturing, bijvoorbeeld SOL_CON_080. De resterende twee configuraties zijn deze met de biarticulaire aansturing, met name pneumatische spieren die zowel het knie- als enkelgewricht overspannen. In de ene conditie wordt rekening gehouden met het feit dat de humane m. Gastrocnemius ruw gesteld bestaat uit een contractiel element (CE), een parallel elastisch element (PE) en een serieel elastisch element (SE) (Hill, 1953). De pneumatische spier zorgt voor zowel het CE als het PE. Daarenboven werd via rekkers tussen de pneumatische spier en het bovenbeenstuk van het exoskelet het SE nagebootst. Bij contractie van het CE zullen de elastische componenten eerst wat uitrekken, net zoals bij de humane spieren en bij strekken van het been zal ook excentrisch arbeid worden geleverd door de elastische elementen (Hill, 1953). Aangezien zowel concentrisch als excentrisch arbeid wordt geleverd kreeg deze configuratie de naam GAS_ECO, gevolgd door de timing van de aansturing, bijvoorbeeld GAS_ECO_080. Bij de GAS_CON configuratie werd het elastische element uitgeschakeld door tussen de spier en het exoskelet een niet-elastisch touw te hangen. De lengte van dit touw werd aangepast naar de benen van elke proefpersoon. Hiervoor stond deze op een schans van 15 dorsieflexie, en in deze positie werd het touw bevestigd, waardoor een dorsieflexie van meer dan 15 onmogelijk werd. Door het weglaten van de elastische component zal het exoskelet geen excentrische arbeid meer leveren.. Deze conditie wordt dan ook weergegeven als GAS_CON, gevolgd door de timing van de aansturing, bijvoorbeeld GAS_CON_

36 De lengte van de spieren werd bepaald door op een schans van 10 dorsieflexie te gaan staan. In deze positie was het de bedoeling dat de spieren maximaal waren uitgerekt, zonder de proefpersoon te verhinderen normaal rechtop te staan. Op deze manier ondervonden de proefpersonen geen hinder in de sagittale enkelhoek tijdens het stappen met het exoskelet. De conditie waarbij de proefpersonen zonder exoskelet wandelden verliep met de standaard sportschoenen van deze proefpersoon. De volledige testafname werd gefilmd met een getuigencamera (merk Casio) om nadien eventuele fouten te kunnen opsporen METINGEN EN MEETINSTRUMENTEN KINEMATICA De testafnames werden gefilmd aan de hand van twee high-speed camera s van 200 beelden per seconden (Basler AG, Ahrensburg, Duitsland). Deze stonden in verbinding met een computer waarop de bestanden via Simi-software konden worden opgeslagen. Er werden telkens fragmenten van 10 seconden gefilmd, synchroon met de gegevensverzameling van EMG. Er werden negen reflecterende markers aangebracht (trochanter, dij, kniegewricht, laterale condyle, laterale malleolus, calcaneus, metatarsaal 5, insertie en oorsprong pneumatische spier) op het rechter been van de proefpersonen. Het protocol voor het plaatsen van de markers bevindt zich in bijlage (bijlage 3). Achter beide camera s bevond zich een spot die de reflecterende markers zichtbaar maakt op de high-speed camera s met een klein ingesteld diafragma. Naargelang de randomisatie werd aan het begin of aan het einde van de testafname een statische opname gedaan in anatomische houding ELECTROMYOGRAFIE (EMG) Bij dit onderzoek werden zestien bipolaire oppervlakte-elektroden (twee voor elke spier) op het rechterbeen van de proefpersonen geplaatst die de activiteit van m. Soleus, m. Gastrocnemius Medialis, m. Gastrocnemius Lateralis, m. Tibialis Anterior, m. Vastus Lateralis, m. Biceps Femoris, m. Rectus Femoris en m. Gluteus Maximus registreerde. De elektroden werden geplaatst volgens SENIAM richtlijnen. De meetfrequentie van de EMG bedroeg 1000Hz METABOLE KOST Na de gewenning werd er een meting van metabole kost uitgevoerd gedurende vier minuten. Dit werd gedaan voor elke conditie die volgde na de gewenning en waarbij de optimale timing

37 van aansturing werd gebruikt. De metabole kost werd vastgesteld aan de hand van metingen van VO 2 en VCO 2 door Oxycon Pro (Jaeger) VERWERKINGSMETHODE Verwerking data Voor de kinematica werden met MaxTRAQ 2D (versie 2.0) de markers manueel getracked en omgezet naar Excel. De coördinaten uit MaxTRAQ werden gefilterd met een Butterworth lowpass filter van 12Hz. Vervolgens werden de hoeken berekend via 2D driehoeksmeting en de tijdsreeksen genormaliseerd versus schredetijd. Zo werd een gemiddelde schrede bekomen per conditie en proefpersoon. Voor de EMG werden de signalen gerectifieerd en gefilterd (Butterworth, Band pass Hz) (Tibold, 2011) in Microsoft Office Excel. Voor de metabole kost werd het gemiddelde van de laatste twee minuten gebruikt bij het verwerken van de data en deze werden omgezet naar metabole kost (Watt) (Brockway, 1987). Netto metabole kost werd bekomen door van de gevonden waarden het rustverbruik af te trekken. Statistische analyses Voor dit onderzoek werd er gebruik gemaakt van Repeated Measures Anova als statistische analyse. Het design van dit onderzoek kan gedefinieerd worden als een one way repeated measures design daar alle proefpersonen alle levels van één onafhankelijke variabele doorliepen. Deze onafhankelijke variabele was de configuratie van het exoskelet. De afhankelijke variabelen waren enerzijds de metingen van VO2 en VCO2 en anderzijds de EMG-activiteit van de verschillende spieren. Bij een significant hoofdeffect (p<0,05) of bij een trend tot significantie (p<0,1) werd er een post hoc test uitgevoerd, de LSD (Least Significant Difference). Ook voor de kinematische data werd een Repeated Measures Anova uitgevoerd om significant andere maximale hoeken te vinden tussen de verschillende condities

38 Optimale Timing (% schredecyclus) 3. RESULTATEN 3.1. GEPERCIPIEERDE OPTIMALE TIMINGEN Tabel 3.1: Gemiddelde en standaarddeviatie van de individueel bepaalde optimale timingen per conditie. Optimale timing (% schredecyclus) GAS_ECO GAS_CON SOL_CON Gemiddelde 36,4 38,1 40,3 Stdev 4,2 4,2 2,7 Gemiddelde Ѣ 38,1 37,8 42,2 Stdev ѢѢ 4,8 4,2 3,3 Ѣ Gemiddelde van enkel naïeve proefpersonen, ѢѢ Stdev van enkel naïeve proefpersonen. Ѣ Naïeve proefpersonen (eerste keer dat deze proefpersonen met een exoskelet wandelen. 45,0 43,0 41,0 39,0 37,0 35,0 33,0 31,0 29,0 27,0 25,0 GAS_ECO GAS_CON SOL_CON Conditie BBR JDB* MAF NDM* PMA SDP SGA SVH* TDP* Ѣ Ѣ Ѣ Ѣ Gemiddelde Fig 3.1: Individueel bepaalde optimale timingen en gemiddelde (±Stdev) per conditie

39 Netto Metabole Kost (Gem. W/kg ±STDev) 3.2. METABOLE KOST Tabel 3.2 : Netto metabole kost per proefpersoon, gemiddelde en standaarddeviatie en significantie Repeated Measures. Netto metabole kost (W/kg) GAS_CON GAS_ECO SOL_CON UNP SHD BBR 2,15 2,22 2,55 2,52 2,40 JDB 3,41 3,24 3,47 3,49 2,42 MAF 2,82 3,21 2,44 3,14 2,97 NDM 3,22 3,20 3,16 3,06 2,77 PMA 2,73 2,74 2,97 3,12 2,56 SDP 2,52 2,27 2,74 2,84 2,35 SGA 3,28 2,64 3,43 3,79 2,72 SVH 3,53 2,92 3,10 3,38 3,39 Sig. TDP 3,24 2,98 3,27 3,52 3,38 (p) Gemiddelde 2,99 2,82 3,01 3,21 2,77 Stdev 0,46 0,39 0,37 0,39 0,40 Significantie: p 0.01**, p 0.05* Configuratie heeft een significant effect op metabole kost. 0,011* 4.00 Metabole Kost * * * * % 88% 94% 86% GAS_CON GAS_ECO SOL_CON UNP SHD Fig 3.2 : Gemiddelde netto metabole kost ± standaarddeviatie voor vijf condities (GAS_CON, GAS_ECO, SOL_CON, UNP en SHD). Procentuele reductie in netto metabole kost van alle condities t.o.v. UNP (%). * Significant (p 0,05) lager dan UNP

40 3.3. EMG M. GASTROCNEMIUS MEDIALIS Fig. 3.3 : Gemiddeld EMG m. Gastrocnemius Medialis in verschillende configuraties over 1 schrede. Tabel 3.3 : Gemiddelde en standaarddeviatie van maximale en gemiddelde EMG m. Gastrocnemius Medialis van verschillende configuraties over 1 schrede en significantie Repeated Measures. Maximale EMG van schrede Gemiddelde EMG van schrede (GAM)(# max UNP) Sig. (p) (GAM) (# max UNP) Sig. (p) GAS_ CON GAS_ ECO SOL_ CON UNP GAS_ CON GAS_ ECO SOL_ CON Gemiddelde 0,73 0,81 0,90 1,00 0,017 0,23 0,24 0,27 0,26 0,024 Standaarddeviatie 0,30 0,28 0,14 0,00 0,10 0,10 0,08 0,05 * * Significantie: p 0.01 **, p 0.05* Configuratie heeft een significant (overall) effect op maximale en gemiddelde EMG van m. Gastrocnemius Medialis. Tabel 3.4 : Post hoc LSD voor maximale EMG voor m. Gastrocnemius Medialis. UNP Significantie Post-Hoc (LSD) (p-waarde) GAS_CON GAS_ECO SOL_CON UNP GAS_CON 0,881 0,132 0,011* GAS_ECO 0,053 0,050* SOL_CON 0,096 Significantie: p 0.01 **, p 0.05*

41 De maximale waarden voor GAS_CON en voor GAS_ECO zijn significant lager dan voor UNP. Er is een trend tot significant lagere maximale waarden voor GAS_ECO dan voor SOL_CON. Tabel 3.5 : Post hoc LSD voor gemiddelde EMG voor m. Gastrocnemius Medialis Significantie Post-Hoc (LSD) (p-waarde) GAS_CON GAS_ECO SOL_CON UNP GAS_CON 0,226 0,086 0,514 GAS_ECO 0,015* 0,147 SOL_CON 0,124 Significantie: p 0.01 **, p 0.05* De gemiddelde waarden voor GAS_ECO zijn significant lager dan voor SOL_CON

42 M. GASTROCNEMIUS LATERALIS Fig. 3.4 : Gemiddeld EMG m. Gastrocnemius Lateralis in verschillende configuraties over 1 schrede. Tabel 3.6: Gemiddelde en standaarddeviatie van maximale en gemiddelde EMG m. Gastrocnemius Lateralis van verschillende configuraties over 1 schrede en significantie Repeated Measures. Maximale EMG van schrede Gemiddelde EMG van schrede (GAL)(# max UNP) Sig. (p) (GAL) (# max UNP) Sig. (p) GAS_ CON GAS_ ECO SOL_ CON UNP GAS_ CON GAS_ ECO SOL_ CON Gemiddelde 0,86 0,61 0,75 1,00 0,011 0,26 0,20 0,25 0,27 0,040 Standaarddeviatie 0,42 0,27 0,12 0,00 0,11 0,09 0,04 0,05 * * Significantie: p 0.01 **, p 0.05* Configuratie heeft een significant (overall) effect op maximale en gemiddelde EMG van m. Gastrocnemius Lateralis. Tabel 3.7: Post hoc LSD voor maximale EMG voor m. Gastrocnemius Lateralis. Significantie Post-Hoc (LSD) (p-waarde) GAS_CON GAS_ECO SOL_CON UNP GAS_CON 0,025* 0,203 0,773 GAS_ECO 0,261 0,005** SOL_CON 0,002** Significantie: p 0.01 **, p 0.05* De maximale waarden voor GAS_ECO en SOL_CON zijn significant lager dan voor UNP. De maximale waarden voor GAS_ECO zijn significant lager dan voor GAS_CON. UNP

43 EMG (# maximale UNP) Tabel 3.8 : Post hoc LSD voor gemiddelde EMG voor m. Gastrocnemius Lateralis. Significantie Post-Hoc (LSD) (p-waarde) GAS_CON GAS_ECO SOL_CON UNP GAS_CON 0,007** 0,309 0,639 GAS_ECO 0,124 0,063 SOL_CON 0,396 Significantie: p 0.01 **, p 0.05* De gemiddelde waarden voor GAS_ECO zijn significant lager dan voor GAS_CON. 1, M. SOLEUS M. Soleus 0,8 0,6 0,4 GAS_CON GAS_ECO SOL_CON UNP 0, ,2 0,4 0,6 0,8 1 Tijd (# schrede) Fig. 3.5 : Gemiddeld EMG m. Soleus in verschillende configuraties over 1 schrede. Tabel 3.9 : Gemiddelde en standaarddeviatie van maximale en gemiddelde EMG m. Soleus van verschillende configuraties over 1 schrede en significantie Repeated Measures. Maximale EMG van schrede Gemiddelde EMG van schrede (SOL)(# max UNP) Sig. (SOL) (# max UNP) Sig. (p) (p) GAS_ CON GAS_ ECO SOL_ CON UNP GAS_ CON GAS_ ECO SOL_ CON Gemiddelde 0,90 0,86 0,82 1,00 0,085 0,37 0,34 0,36 0,37 Standaarddeviatie 0,28 0,25 0,27 0,00 0,11 0,09 0,12 0,06 0,581 Significantie: p 0.01 **, p 0.05* Configuratie heeft geen significant effect op gemiddelde EMG van m. Soleus, maar er is wel een trend tot significantie voor het effect van configuratie op maximale EMG van m. Soleus waarbij de maximale waarde voor SOL_CON significant lager zijn dan voor UNP (p 0.05). UNP

44 M. VASTUS LATERALIS Fig. 3.6 : Gemiddeld EMG m. Vastus Lateralis in verschillende configuraties over 1 schrede. Tabel 3.10 : Gemiddelde en standaarddeviatie van gemiddelde EMG m. Vastus Lateralis van verschillende configuraties over 1 schrede en significantie Repeated Measures. Gemiddelde EMG van schrede (VL) (# max UNP) GAS_CON GAS_ECO SOL_CON UNP Gemiddelde 0,31 0,28 0,30 0,30 Standaarddeviatie 0,11 0,06 0,08 0,09 Significantie: p 0.01 **, p 0.05* Sig. (p) 0,814 Configuratie heeft geen significant effect op gemiddelde EMG van m. Vastus Lateralis

45 M. GLUTEUS MAXIMUS Fig. 3.7 : Gemiddeld EMG m. Gluteus Maximus in verschillende configuraties over 1 schrede. Tabel 3.11: Gemiddelde en standaarddeviatie van maximale en gemiddelde EMG m. Gluteus Maximus van verschillende configuraties over 1 schrede en significantie Repeated Measures. Maximale EMG van schrede Gemiddelde EMG van schrede (GMA)(# max UNP) Sig. (GMA) (# max UNP) Sig. (p) (p) GAS_ CON GAS_ ECO SOL_ CON UNP GAS_ CON GAS_ ECO SOL_ CON Gemiddelde Standaarddeviatie ,219 Significantie: p 0.01**, p 0.05* Configuratie heeft geen significant effect op gemiddelde EMG van m. Gluteus Maximus. Configuratie heeft wel een trend tot significantie voor het effect op maximale EMG van m. Gluteus Maximus. Tabel 3.12 : Post hoc LSD voor maximale EMG voor m. Gluteus Maximus Significantie Post-Hoc (LSD) (p-waarde) GAS_CON GAS_ECO SOL_CON UNP GAS_CON GAS_ECO 0.021* SOL_CON 0.031* Significantie: p 0.01 **, p 0.05* De maximale waarden voor SOL_CON zijn significant lager dan voor GAS_ECO en UNP. UNP

46 M. BICEPS FEMORIS Fig. 3.8 : Gemiddeld EMG m. Biceps Femoris in verschillende configuraties over 1 schrede. Tabel 3.13 : Gemiddelde en standaarddeviatie van gemiddelde EMG m. Biceps Femoris van verschillende configuraties over 1 schrede en significantie Repeated Measures. Gemiddelde EMG van schrede (BF) (# max UNP) GAS_CON GAS_ECO SOL_CON UNP Gemiddelde 0,28 0,28 0,24 0,28 Standaarddeviatie 0,23 0,20 0,12 0,12 Significantie: p 0.01**, p 0.05* Sig. (p) 0,724 Configuratie heeft geen significant effect op gemiddelde EMG van m. Biceps Femoris

47 M. TIBIALIS ANTERIOR Fig. 3.9 : Gemiddeld EMG m. Tibialis Anterior in verschillende configuraties over 1 schrede. Tabel 3.14 : Gemiddelde en standaarddeviatie van gemiddelde EMG m. Tibialis Anterior van verschillende configuraties over 1 schrede en significantie Repeated Measures. Gemiddelde EMG van schrede (TA_) (# max UNP) GAS_CON GAS_ECO SOL_CON UNP Gemiddelde 0,45 0,42 0,47 0,42 Standaarddeviatie 0,15 0,13 0,19 0,10 Significantie: p 0.01**, p 0.05* Sig. (p) 0,719 Configuratie heeft geen significant effect op gemiddelde EMG van m. Tibialis Anterior

48 M. RECTUS FEMORIS Fig : Gemiddeld EMG m. Rectus Femoris in verschillende configuraties over 1 schrede. Tabel 3.15 : Gemiddelde en standaarddeviatie van gemiddelde EMG m. Rectus Femoris van verschillende configuraties over 1 schrede en significantie Repeated Measures. Gemiddelde EMG van schrede (RF_) (# max UNP) GAS_CON GAS_ECO SOL_CON UNP Gemiddelde 0,35 0,33 0,34 0,36 Standaarddeviatie 0,09 0,10 0,08 0,08 Significantie: p 0.01**, p 0.05* Sig. (p) 0,840 Configuratie heeft geen significant effect op gemiddelde EMG van m. Rectus Femoris

49 Hoek ( ) 3.4. KINEMATICA ENKELHOEK PF Enkelhoek GAS_CON GAS_ECO SOL_CON UNP DF Tijd (%schredecyclus) Fig 3.11 : Gemiddelde enkelhoek voor de vier configuraties van het exoskelet overheen één schrede. Tabel 3.16 : Gemiddelde en standaarddeviatie van maximale plantairflexie van verschillende configuraties over 1 schrede en significantie Repeated Measures. Maximale plantairflexie overheen één schrede ( ) GAS_CON GAS_ECO SOL_CON UNP Gemiddelde 11,41 13,15 19,37 10,31 Standaarddeviatie 5,12 5,02 4,21 5,89 Significantie: p 0.01**, p 0.05* Configuratie heeft een significant effect op maximale plantairflexie. Tabel 3.17 : Post hoc LSD voor maximale plantairflexie. Significantie Post-Hoc (LSD) (p-waarde) GAS_CON GAS_ECO SOL_CON UNP GAS_CON 0,053 <0,001** 0,17 GAS_ECO <0,001** 0,018* SOL_CON <0,001** Significantie: p 0.01**, p 0.05* Sig. (p) <0,001** In SOL_CON is er significant meer plantairflexie dan in de andere condities. In GAS_ECO is er significant meer plantairflexie dan in UNP

50 Hoek ( ) KNIEHOEK Flexie Kniehoek GAS_CON GAS_ECO SOL_CON UNP Extensie Tijd (%schredecyclus) Fig 3.12 : Gemiddelde kniehoek voor de vier configuraties van het exoskelet overheen één schrede. Tabel 3.18: Gemiddelde en standaarddeviatie van maximale knieflexie van verschillende configuraties over eerste 30% van de schrede. Maximale knieflexie tijdens eerste 30% van de schrede ( ) Sig. (p) GAS_CON GAS_ECO SOL_CON UNP Gemiddelde 23,85 22,71 19,84 23,75 0,059 Standaarddeviatie 7,11 5,46 6,45 8,20 Significantie: p 0.01**, p 0.05* Er is een trend tot significantie voor het effect van configuratie op maximale knieflexie tijdens de eerste 30% van de schredecyclus waarbij er in SOL_CON significant minder knieflexie is dan in GAS_CON

51 Moment (N/m) 3.5. KRACHTMOMENT IN DE ENKEL 25 Krachtmoment in enkel GAS_CON GAS_ECO 10 SOL_CON UNP Tijd (% schredencyclus) Fig : Gemiddelde kracht geleverd door de verschillende configuraties van het exoskelet overheen één schrede. Berekeningen op basis van een vaste momentsarm van 0.11m. Uit de krachtcurve van de loadcell zien we dat GAS_ECO start vanaf 10% met het leveren van kracht. Deze krachtlevering wordt meer geleidelijk opgebouwd dan in de andere condities. Ook de maximale waarde van het krachtmoment is groter voor GAS_ECO dan voor de andere condities

52 4. DISCUSSIE In eerder onderzoek is reeds aangetoond dat metabole kost kan gereduceerd worden door het dragen van een monoarticulair exoskelet (Malcolm et al, 2013). In dit onderzoek werd nagegaan of er dergelijke reductie kon teruggevonden worden bij het dragen van een actief knie-enkel-voet exoskelet met biarticulaire aandrijving. De proefpersonen wandelden steeds met een knie-enkel-voet exoskelet waarbij de aandrijving varieerde. Eerst en vooral werd er gekeken of er een reductie was bij de monoarticulaire conditie ten opzichte van het wandelen met een exoskelet waarbij de pneumatische spieren niet geactiveerd werden. Daarnaast werd er nagegaan wat het effect van een biarticulaire aandrijving op de metabole kost was. In huidig onderzoek werd geprobeerd om de elastische component van de biarticulaire m. Gastrocnemius na te bootsen aan de hand van een elastische touw. Dit elastische touw had een stijfheid van 1/5 e van de biologische stijfheid van de achillespees. Het effect van deze elastische component werd onderzocht EFFECT VAN MONOARTICULAIRE CONDITIE OP METABOLE KOST Wanneer we de monoarticulaire conditie gaan vergelijken met de conditie waarin er werd gewandeld met exoskelet zonder aandrijving, zien we een significante (p=0,045) reductie in metabole kost van 6%. Er werd geen reductie in metabole kost gevonden wanneer er gewandeld wordt met een exoskelet met monoarticulaire aandrijving in vergelijking met wandelen zonder exoskelet. Er was een toename van 8,7% in metabole kost. Deze toename is gedeeltelijk te verklaren door de toevoeging van de massa van het exoskelet. Het exoskelet heeft samen met de pneumatische spier een massa van 2015g (650g van het onderstuk, 1255g van het bovenstuk en 110g van de pneumatische spier). Het bovenstuk wordt toegevoegd aan het dijbeen. Volgens Browning et al (2007) zorgt dit voor een toename in metabole kost van 2,474Wkg -1 of 3,95%. Het onderstuk en de pneumatische spier (verdeeld over voet en enkel) zorgen theoretisch gezien samen voor een toename in metabole kost van 0,098Wkg -1 of 3,54%. (tabel 4.1) Tabel 4.1 : overzichtstabel effect van toevoeging van massa aan verschillende lichaamsdelen op metabole kost doormiddel van formule van Browning waarbij de constante waarde (2,77) de netto metabole kost is van de referentieconditie waarbij gewandeld wordt zonder exoskelet

53 Voet Onderbeen Dijbeen Totaal Massa (g) Formule (Browning et al, 2007) (met m als toegevoegde massa) 2, m 2, m 2, m Metabole kost (Wkg -1 ) 2,84 2,80 2,86 Toename metabole kost (%) Er wordt 6.93% van de toename van metabole kost verklaard door de toevoeging van massa aan het been. Er werd gebruik gemaakt van een exoskelet naar analogie met dat gebruikt in het onderzoek van Malcolm et al., (2013). Hierbij werd een reductie gevonden van 6%±2% voor metabole kost bij het wandelen met een monoarticulair exoskelet t.o.v. wandelen zonder exoskelet. Er werd dus ook een reductie verwacht. Huidig onderzoek vond echter een toename van 8,7%. Het verschil met het artikel van Malcolm et al. (2013) is voor 3,39% te wijten aan de extra toegevoegde massa van het bovenstuk (1255g), terwijl de massa van het onderstuk en de massa van de pneumatische spier gelijk bleef. Daarnaast is de toename te verklaren door de timing van aansturing van de pneumatische spieren. Deze timingen werden individueel bepaald en waren daardoor uiteenlopend. Bijkomend was het bepalen van de individuele optimale timingen niet accuraat genoeg. In het artikel van Malcolm et al. (2013) was er een optimale actuatietiming van 43%. Deze timing bleek optimaal omdat de timing van de assistentie het best overeen komt met het biologische positieve krachtmoment in de enkel. Door de toevoeging van het bovenstuk van het exoskelet werd er ook meer hinder ondervonden. Proefpersonen werden door het bovenbeenstuk verplicht om breder te gaan stappen waardoor het natuurlijke stappatroon in geringe mate verstoord werd. Ook de scharnieren kunnen zorgen voor hinder tijdens het wandelen. Wanneer de bewegingsas van het exoskelet niet perfect overeenkomt met de bewegingsas voor flexie en extensie in de knie, wordt de natuurlijke beweging gehinderd. Door het bovenstuk wordt ook het kniegewricht beperkt in zijn bewegingsvrijheid. De reductie in metabole kost bij wandelen met monoarticulaire aandrijving t.o.v. wandelen met exoskelet zonder aandrijving kan verklaard worden door een verlaging in maximale EMG in de m. Soleus. Andere studies rapporteren reducties in EMG in de m. Soleus gaande van 27% (Kinnaird & Ferris, 2009) tot 35% (Gordon & Ferris, 2007).. De verlaging in EMG van

54 18% was in huidig onderzoek kleiner dan verwacht. Bij de eerdere studies werd er echter een andere methode van aansturing van het exoskelet gebruikt. De Ankle Foot Orthoses (AFO) van Kinnaird & Ferris (2009) en Gordon & Ferris (2007) maakten gebruik van proportionele myo-elektrische aansturing door de (biologische) m. Soleus. Deze methode heeft als gevolg dat een verandering in EMG in de spier (in dit geval m. Soleus) ook een effect heeft op de aandrijving. In huidig onderzoek werd er gebruik gemaakt van kinematische informatie aan de hand van drukschakelaars (foot switsches) in de voetzool. Hierdoor stond de aansturing los van EMG die gebruikt wordt als verklarende variabele. Volgens Galle et al. (2013) behoudt een aansturing die gebaseerd is op kinematische gegevens een meer constante assistentie en wordt het effect van de pneumatische spieren op EMG niet beïnvloed door de aansturing. Tijdens het stappen met een exoskelet met monoarticulaire aandrijving was er een grotere plantairflexie dan bij wandelen met exoskelet zonder aandrijving. Dit is in analogie met de resultaten uit eerder onderzoek (Gordon & Ferris, 2007). De gevonden toename in plantairflexie van 9 was groter dan de toename van 4 uit Gordon & Ferris (2007). Ook Sawicki & Ferris (2008) beschrijft een toename in plantairflexie van gelijkaardige grootte. Een toename in plantairflexie heeft als gevolg dat de voet meer energie moet verbruiken om de voet terug in positie te brengen om hielcontact mogelijk te maken. Dit kan een toename in metabole kost als gevolg hebben. Het verloop van de enkelhoek waarbij het exoskelet actief is, is vergelijkbaar met het verloop van wandelen zonder exoskelet (Kadaba et al., 1990) en met het verloop uit eerdere studies (Sawicki & Ferris, 2008). Volgens Galle et al. (2013) heeft men bij wandelen met een exoskelet met monoarticulaire aandrijving een adaptatieperiode van 18,5±5,0 min nodig. Door de toevoeging van een bovenstuk wordt ook de knie belemmerd in zijn natuurlijke beweging. Daarnaast is er een verschil tussen monoarticulaire en biarticulaire aandrijving. Ook dit zal een effect hebben op de adaptatieperiode. Bij huidig onderzoek werd er een adaptatieperiode gebruikt van gemiddeld 15 min. Tijdens deze adaptatieperiode werden alle configuraties van het exoskelet doorlopen. Het is mogelijk dat dergelijke adaptatieperiode van gemiddeld 15 min te kort is voor biarticulaire exoskeletten. Verder is er ook de vraag of een adaptatieperiode moet gebruikt worden per configuratie of één adaptieperiode in een combinatie van de configuraties kan volstaan. Het belang van een voldoende lange adaptatieperiode wordt besproken door verschillende onderzoeken (Galle et al., 2013; Gordon & Ferris, 2007). Resultaten van zowel metabole kost als EMG zijn significant verschillend na een adaptatieperiode

55 In dit onderzoek waren er 7 mannelijke en 2 vrouwelijke proefpersonen. Door de vast ingestelde persluchtdruk van de aandrijving is er relatief minder assistentie voor zwaardere proefpersonen. Hierdoor wordt het effect van het exoskelet verminderd en zal ook de reductie in metabole kost verminderen. In onderzoek zoals Galle et al (2013) waren er enkel vrouwelijke proefpersonen (lichaamsmassa: 61,4 ± 4,9 kg; lichaamsgrootte: 167,8 ± 5,0 cm). Deze factor kan er mede voor gezorgd hebben dat de adaptatieperiode zou gewijzigd zijn in vergelijking met voorgaand gevoerd onderzoek. De reductie in metabole kost was dus kleiner dan verwacht. Dit is waarschijnlijk te wijten aan de toevoeging van de massa van het exoskelet, de stroefheid van de scharnieren, de individueel verschillende optimale timingen, een mogelijk te korte adaptatieperiode en de hinder die ervaren werd bij het wandelen met een biarticulair exoskelet

56 4.2. EFFECT VAN BIARTICULAIRE CONDITIES OP METABOLE KOST In dit eerste onderzoek rond biarticulaire exoskeletten werd nagegaan of er een reductie terug te vinden was voor metabole kost bij wandelen met biarticulaire aandrijving t.o.v. wandelen met een exoskelet zonder aandrijving en wandelen zonder exoskelet. Uit de resultaten blijkt dat er een significante reductie was voor de biarticulaire condities (conditie met alleen concentrische spierwerking (~7%; p=0,026); conditie met zowel concentrische als excentrische spierwerking door toevoeging van een elastische component(~12%; p=0,017)) t.o.v. wandelen met een exoskelet zonder aandrijving. De veronderstelling dat EMG voor m. Gastrocnemius Medialis en m. Gastrocnemius Lateralis lager zou zijn in de biarticulaire condities werd bevestigd door de resultaten. De maximale waarden voor de m. Gastrocnemii waren significant lager in de biarticulaire condities dan in de conditie waarin gewandeld werd met exoskelet zonder aandrijving (p<0.05). Deze verlaging in EMG kan gedeeltelijk de reductie in metabole kost verklaren. Hoewel deze reductie in EMG niet zo groot was, werd toch een reductie in metabole kost gerapporteerd. Dit omdat in de m. Triceps Surae 53% van energie tijdens wandelen wordt verbruikt (Novacheck et al, 1998) (Fig. 4.1). Fig. 4.1: Procentuele verhouding van energieverbruik bij wandelen (Novacheck et al, 1998). De hypothese dat er een verlaagde EMG terug te vinden zou zijn voor m. Biceps Femoris werd niet in de resultaten gevonden. De m. Biceps Femoris is een biarticulaire spier die zowel het kniegewricht als het heupgewricht overspant. Kleine veranderingen (in kinematica) in het kniegewricht kunnen worden gecompenseerd in het heupgewricht waardoor er geen verandering terug te vinden is in spieractiviteit. Daarnaast bestaat de mogelijkheid dat het exoskelet weinig effect had op het kniegewricht. Daar er tot op heden geen rapportering is van een onderzoek met biarticulaire aandrijving, kunnen deze waarden enkel vergeleken worden met resultaten uit onderzoeken naar exoskeletten met monoarticulaire aandrijving

57 4.3. HET VERSCHIL TUSSEN MONOARTICULAIRE EN BIARTICULAIRE AANDRIJVING In dit onderzoek werd ook nagegaan of de conditie met de concentrische biarticulaire aandrijving minder metabole kost zou genereren dan de conditie met monoarticulaire aandrijving. In de resultaten zagen we een lagere waarde voor metabole kost met de biarticulaire concentrische configuratie, maar deze daling was niet significant in vergelijking met de monoarticulaire configuratie. Deze hypothese hadden we gebaseerd op een aantal veronderstellingen omtrent spieractiviteit. Ten eerste verwachtten we dat in de biarticulaire conditie de activiteit van de m. Biceps Femoris lager zou zijn, om dat er aangenomen werd dat er in de biarticulaire conditie ook knieflexie zou geleverd worden door het exoskelet in het kniegewricht. Deze veronderstelling kon echter niet worden bevestigd door de resultaten. We vonden geen verlaagde EMG waarde voor m. Biceps Femoris terug in de resultaten voor de biarticulaire conditie. Er bestaat dus een mogelijkheid dat de biarticulaire conditie niet veel effect heeft op het kniegewricht. Een tweede veronderstelling die we hadden gemaakt was dat bij de biarticulaire conditie de activiteit van de m. Gastrocnemius Lateralis en Medialis een verlaging zou tonen ten opzichte van de monoarticulaire conditie. We baseerden ons hier op het parallelle karakter van de biarticulaire actuator met de m. Gastrocnemii. We vonden slechts een verlaging in gemiddelde activiteit van de m. Gastrocnemius Medialis in de biarticulaire conditie die een trend tot significantie vertoonde (p=0.086) ten opzichte van de monoarticulaire conditie. We vonden een aantal zaken die ervoor zouden kunnen zorgen dat de biarticulaire concentrische configuratie niet gunstiger was dan de monoarticulaire configuratie. Vooreerst zou het logisch zijn dat de activiteit van de m. Soleus een grotere daling zou vertonen in de monoarticulaire conditie dan in de biarticulaire conditie gezien in de eerstgenoemde de pneumatische actuator slechts krachtwerking kan genereren in de enkel, net zoals de m. Soleus. Omdat er geen verschil in het kniegewricht tussen de verschillende configuraties kan teruggevonden worden in de resultaten, is het mogelijk dat het effect van de biarticulaire conditie gelijkaardig is in het enkelgewricht aan dat van de monoarticulaire conditie. In de resultaten was slechts een niet-significante daling terug te vinden voor de monoarticulaire conditie. Dus een iets hogere aanhechting van de pneumatische spier zoals in de biarticulaire conditie kan een gelijkaardige spierwerking leveren als in de monoarticulaire conditie

58 Ten tweede hadden we verondersteld dat de activiteit van de kniestrekkers in dit onderzoek betreft dit de m. Rectus Femoris en m. Vastus Lateralis lager zou zijn in de monoarticulaire conditie dan in de biarticulaire conditie. We gingen hiervan uit gezien in de biarticulaire conditie ook knieflexie wordt geassisteerd, wat een antagonistische activiteit is ten opzichte van de kniestrekkers. Dit zou bijgevolg kunnen geresulteerd hebben in een verhoogde activiteit van de kniestrekkers. In de resultaten vonden we echter slechts een niet-significante daling voor de activiteit van deze spieren in de monoarticulaire conditie ten opzichte van de biarticulaire. Ook dit zou kunnen verklaard worden door het geringe effect van een exoskelet met biarticulaire aandrijving op het kniegewricht. Ten slotte vonden we met de monoarticulaire configuratie een toegenomen plantairflexie in vergelijking met de biarticulaire configuratie. Dit zou volgens de literatuur kunnen leiden tot een verlaagde activiteit van zowel de heupflexoren als extensoren (Matjacić, Olensek, & Bajd, 2006). Echter werden in onze resultaten geen significante verschillen gevonden wat betreft deze spiergroepen tussen beide condities. Toegenomen plantairflexie kan daarentegen zorgen voor een toename in m. Tibialis Anterior die meer dorsiflexie moet genereren om de voet terug in positie te brengen voor het hielcontact. Dit kan een toename in metabole kost als gevolg hebben. Deze drie veronderstellingen hebben dus geen significante resultaten opgeleverd, maar dit wil niet zeggen dat ze geen invloed hebben op de uitkomst van onze hypothese. Bij elk punt was het wel zo dat er een licht verschil was in het voordeel van onze hypothese, maar dit verschil was telkens niet significant. Het kan dus wel zijn dat de som van al deze kleine verschillen leidt tot een groter effect op de uitkomst van de hypothese. Er werd geen significante reductie in metabole kost gevonden voor de configuratie met biarticulaire concentrische aandrijving in vergelijking met deze met monoarticulaire aandrijving. Dit is waarschijnlijk te wijten aan een gelijkaardige m. Biceps Femoris en m. Gastrocnemii activiteit tussenbeide condities en een licht hogere activiteit van m. Soleus, m. Rectus Femoris en m. Vastus Lateralis

59 4.4. HET EFFECT VAN TOEVOEGING VAN EEN ELASTISCHE COMPONENT BIJ BIARTICULAIRE AANDRIJVING De laatste hypothese die in dit onderzoek werd onderzocht was dat er tussen beide biarticulaire configuraties een verschil in metabole kost zou zijn, waarbij de configuratie met elastisch element meer reductie in metabole kost zou leveren dan de configuratie zonder elastisch element. Dit veronderstelden we naar analogie met de biologische opbouw van de m. Gastrocnemius. Hierbij vinden we zowel een elastisch seriële als een parallelle component terug. Deze componenten zorgen voor de mogelijkheid om elastische energie op te slaan. Deze elastische energie komt dan vrij in een concentrische beweging die volgt, en dit is bijgevolg energie die geen input van metabole energie vereist. Echter werd geen significante daling in metabole kost gevonden voor de configuratie met elastische component in vergelijking met deze zonder elastische component. De pneumatische spieren die in dit onderzoek werden gebruikt zijn McKibben actuatoren, en daarvoor is volgens Ferris en Lewis (2009) een gelijkaardige kracht nodig om ze uit te rekken als voor biologische spieren. De serieel elastische component werd doormiddel van een elastisch touw nagebootst. Op deze manier werd de m. Gastrocnemius zo goed mogelijk nagebootst. Door deze specifieke samenstelling bekomen we dat er negatieve arbeid zal geleverd worden door het elastisch touw vanaf het tijdstip dat de enkel meer in dorsiflexie gaat met relatief gestrekte knie. Wanneer de pneumatische spier samentrekt zal er door de elastische component excentrische spierkracht terug te vinden zijn. Dit leiden we af uit de gemiddelde curve van de biarticulaire conditie met elastische component die reeds een trekkracht meet vanaf 10% van de schredencyclus. Aan de hand van de output van de loadcell is te zien dat de krachtopbouw inderdaad veel geleidelijker plaatsvindt dan bij de biarticulaire conditie zonder elastische component (Fig. 3.13). De m. Gastrocnemius Lateralis vertoont significant minder activatie in de conditie met elastische component in vergelijking met deze zonder elastische component. Dit voor zowel gemiddelde over de schrede als maximale activatie (p<0.05). Ondanks deze reductie in EMG, werd er geen significant verschil gevonden in metabole kost. In de conditie met elastische component is ook te merken dat er vroeger kracht wordt gemeten in de loadcell. Gezien de timingen van aansturing gemiddeld nauwelijks van elkaar verschillen, moet elders de oorzaak worden gezocht. We vermoeden dat dit het resultaat is van de gekozen lengtes voor de beide configuraties. Voor de configuratie met elastische component werd zoals gezegd de rustlengte bepaald bij rechtopstaande proefpersoon op een

60 horizontaal oppervlak. De maximale uitrekking van de elastische component werd beperkt door een niet-elastische component in parallel te monteren. De lengte hiervan moet bepaald worden naar analogie met de maximale uitrekking van de m. Gastrocnemius. Voor de maximale uitrekking te bepalen van zowel de elastische als de niet-elastische component lieten we de proefpersonen rechtop staan op een schans van 15 dorsiflexie. De timing van de krachtopbouw is door het verschil in lengte van de elastische en niet-elastische component verschillend. Het is mogelijk dat in de conditie met niet-elastisch touw de lengte iets te lang was, waardoor er te laat arbeid kon geleverd worden door de pneumatische spier. Omgekeerd kan het ook zijn dat het elastisch touw iets te kort werd genomen, waardoor de krachtopbouw vroeger plaatsvond. De krachtopbouw in de pneumatische spier vindt niet alleen vroeger plaats in de conditie met elastisch element, maar bereikt ook een hoger maximum, en heeft een groter gemiddeld krachtverloop overheen de schrede. Het groter gemiddeld krachtverloop is grotendeels te wijten aan het feit dat de krachtopbouw vroeger begint in deze conditie, maar toch pas op het zelfde ogenblik afneemt. Hierdoor wordt over een langere periode in de stapcyclus kracht geleverd door de pneumatische constructie, wat resulteert in een groter gemiddeld krachtverloop overheen de schrede. Echter ligt ook het maximum hoger, en dit kan niet verklaard worden aan de hand van bovenstaande assumptie. We kunnen dus concluderen dat het elastisch touw zorgt voor een bijkomende assistentie, die zou kunnen zorgen voor een metabole reductie in de conditie met elastische component in vergelijking met deze zonder elastische component. Tijdens normale gang wordt door de biologische spieren negatieve arbeid geleverd, en simultaan wordt elastische energie opgeslagen in de elastische componenten van de spieren. De grootste negatieve arbeid wordt geleverd tijdens de weight acceptance fase (Neptune et al., 2004). Dit fenomeen zal ook plaatsvinden bij de pneumatische constructie in de configuratie met elastische component. Tijdens weight acceptance zal de spier met rekker op spanning komen waardoor elastische energie in het elastisch touw wordt opgeslagen, die vervolgens kan vrijkomen in de concentrische fase van de push off die daarop volgt. Ook dit element kan een voordeel betekenen op het vlak van metabole kost voor de conditie met elastische component in vergelijking met die zonder elastische component

61 4.5. BEPERKINGEN VAN HET ONDERZOEK Tijdens dit onderzoek werd de adaptatie gedaan voor alle condities door elkaar. Er werd wel ongeveer 15 min gewandeld met het exoskelet, maar niet in eenzelfde conditie. Om een optimale adaptatieperiode te hebben en een verandering in EMG te zien van m. Gastrocnemius Medialis (Kinnaird & Ferris, 2009) en van m. Soleus (Ferris et al., 2005), zou er minstens min moeten worden gewandeld zonder daarbij te stoppen. Wanneer er een voldoende lange adaptatieperiode doorlopen wordt, zal er waarschijnlijk meer reductie in metabole kost en EMG terug te vinden zijn. Door de toevoeging van het bovenstuk is er een extra gewricht dat beperkt wordt in zijn bewegingsvrijheid. Daarnaast is het biarticulair exoskelet voor kleinere proefpersonen vaak hinderlijk bij het normale wandelpatroon. Daardoor wordt het wandelpatroon aangepast door breder te gaan stappen. Omdat de voetschakelaar in de hiel verwerkt is en deze essentieel is voor de aansturing van de pneumatische spier, moet er verplicht op de hiel geland worden bij het wandelen. Sommige proefpersonen moesten hierdoor anders gaan stappen. Deze veranderingen kunnen een invloed hebben op de resultaten. Tijdens het stappen in de configuratie met biarticulaire aandrijving, schuurde de pneumatische spier bij elke contractie over de achterzijde van het exoskelet en van het been. De kracht die hierdoor verloren gaat werd wel geregistreerd door de loadcell, maar niet overgedragen naar de proefpersoon. Hierdoor zal de configuratie met biarticulaire aandrijving met elastische component waarschijnlijk een grotere performance index (verhouding van metabole reductie op mechanische input) hebben dan we verwachten op basis van de curve van de loadcell. Er werd bij statistiek geen correctie gemaakt voor multiple testing omdat dit anders gezien het grote aantal condities een overcorrectie zou zijn. We zijn bewust dat door dit niet te doen de kans op type II fouten toe neemt en beschouwen daarom deze resultaten als exploratief en niet bestemd voor klinische toepassingen... Deze studie moet immers als exploratief beschouwd worden

62 4.6. RELEVANTIE VAN TOEKOMSTIG ONDERZOEK Toekomstig onderzoek is nodig om het effect van een biarticulair exoskelet te optimaliseren. Het is hierbij van groot belang om onderzoek te voeren naar de adaptatieperiode van biarticualire exoskeletten. Waarschijnlijk is er een verschil tussen de tussen de adaptatieperiode van een enkel-voet exoskelet met monoarticulaire aandrijving en een knieenkel-voet exoskelet met biarticulaire aandrijving. Bij het vergelijken van beide spierbuiken van de m. Gastrocnemius, zien we dat tussen beide biarticulaire onderzochte condities enkel significante verschillen zitten voor de m. Gastrocnemius Lateralis. Dit wijst erop dat beide spieren een verschillende functie moeten hebben om dergelijke grote verschillen te kunnen waarnemen. Gezien de spieren een verschillende lengte hebben, waarbij de m. Gastrocnemius Lateralis de kortste is (Antonios & Adds, 2008), kunnen we ervan uitgaan dat deze spier eerder voor explosieve bewegingen beter zal zijn en de m. Gastrocnemius Medialis eerder in uithoudingstaken beter zal presteren. We adviseren bijgevolg dat verder onderzoek nodig is aan de hand van biarticulaire exoskeletten om de verschillen in m. Gastrocnemii te documenteren in zowel uithoudings- als explosieve taken

63 4.7. CONCLUSIE In dit exploratief onderzoek was het de bedoeling om de biologische ligging van de enkelstrekkers beter te imiteren dan in voorgaande exoskeletstudies met telkens monoarticulaire assistentie. Naar analogie met de anatomische ligging van de m. Gastrocnemius werd dan ook een biarticulaire spier gemaakt die de oorsprong en insertie van deze spier zo goed mogelijk benaderde. Echter stond het exoskelet nog niet op punt en zouden verdere inspanning moeten geleverd worden om het exoskelet te optimaliseren om betere resultaten te verkrijgen. Er is nog teveel hinder door het exoskelet, vooral voor kleinere proefpersonen. Om het exoskelet energetisch gunstiger te maken dient de massa van het exoskelet gereduceerd te worden. Het exoskelet uit huidige studie werd getest in vier condities, waarvan twee met de biarticulaire actuatoren. Beide biarticulaire condities metabool waren gunstiger dan de andere, dus in dat opzicht kunnen we spreken van een geslaagd opzet. De reducties waren echter niet significant. Er werd geen data over krachtwerking in de knie verzameld waardoor het niet duidelijk is of de reductie in de biarticulaire conditie aan een verandering in krachtwerking in de knie te wijten is of aan een betere krachtwerking in de enkel. Verder onderzoek met meer verfijnde biarticulaire exoskeletten zou hierover uitsluitsel moeten geven

64 REFERENTIES Ainsworth, B.E., et al. (2000) Compendium of physical activities: an update of activity codes and MET intensities. Med. Sci. Sports Exerc. 32, Babic, J., Lenarcic, J. (2004) Role of biarticular muscles in human jump. Brockway, J.M. (1987) Derivation of formulae used to calculate energy expenditure in man. Human nutrition: clinical nutrition. 41, Browning, R.C., et al. (2007) The Effects of Adding Mass to the Legs on the Energetics and Biomechanics of Walking. Medicine and science in sports and exercise. 39, Cain, S.M., Gordon, K.E., Ferris, D.P. (2007) Locomotor adaptation to a powered anklefoot orthosis depends on control method. J. Neuroeng. and Rehab. 4, Cavagna, G.A., Thys, H., Zamboni, A. (1976) The sources of external work in level walking and running. J. Physiol. 262, Daerden, F., Lefeber, D. (2002) Pneumatic Artificial Muscles: actuators for robotics and automation. Ferris, D.P., et al. (2005) An Ankle-Foot Orthosis Powered by Artificial Pneumatic Muscles. J. Appl. Biom.21, Ferris, D.P. (2009) The exoskeletons are here. J. Neuroeng. and Rehab. 6 Ferris, D.P. et al. (2006) An improved powered ankle-foot orthosis using proportional myoelectric control. Gait & Posture. 23, Ferris, D.P., Lewis, C.L. (2009) Robotic lower limb exoskeletons using proportional myoelectric control. Conf. Proc. IEEE Eng. Med. Biol. Soc Ferris, D.P., Sawicki, G.S., Daley, M.A. (2008) A physiologist s perspective on robotic exoskeletons for human locomotion. Int J. HR. 4, Galle S, et al. (2013) Adaptation to walking with an exoskeleton that assists ankle extension. Gait Posture, Geyer, H., Seyfarth, A. (2006) Compliant leg behaviour explains basic dynamics of walking and running. Proceedings. Biological sciences / The Royal Society. 273,

65 Gordon, K.E., Ferris, D.P. (2007) Learning to walk with a robotic ankle exoskeleton. J Biomech. 40, Gordon, K.E., Sawicki, G.S., Ferris, D.P. (2006) Mechanical performance of artificial pneumatic muscles to power an ankle-foot orthosis. J. Biomech. 39, Herr, H. (2009) Exoskeletons and orthoses: classification, design challenges and future directions. J. Neuroeng. And Rehab. 6. Hill, A.V. (1953) The Mechanics of Active Muscle. Proceedings of the Royal Society of London. Series B, Biological Sciences. 141, Hug, F., Dorel, S. (2009) Electromyographic analysis of pedaling: A review. J. Electromyogr. and Kin.19, Ikai, M., Fukunaga, T. (1968) Calculation of muscle strength per unit cross-sectional area of human muscle by means of ultrasonic measurement. Eur. J. of Appl. Phys. and Occupational Phys. 26, Ishikawa, M., et al. (2005) Muscle-tendon interaction and elastic energy usage in human walking. J. Appl. Physiol. 99, Kadaba, M.P., Ramakrishnan, H.K., Wootten, M.E. (1990) Measurement of lower extremity kinematics during level walking. J. Orthopaedic Res. 8, Kao, P.C., Lewis, C.L., Ferris, D.P. (2010) Invariant ankle moment patterns when walking with and without a robotic ankle exoskeleton. J. Biomech. 43, Kim, J.Y., Hwang, S.J., Kim, Y.H. (2007) Development of an active ankle-foot orthosis for hemiplegic patients. Proceedings of the 1st international convention on Rehabilitation engineering & assistive technology. Kinnaird, C., Ferris, D.P. (2009) Medial gastrocnemius myoelectric control of a robotic ankle exoskeleton. IEEE transactions on neural systems and rehabilitation engineering. 17, Klute, G.K. (2002) Artificial Muscles: Actuators for Biorobotic Systems

66 Klute, G.K., Czerniecki, J.M., Hannaford, B. (1999) McKibben Artificial Muscles: Pneumatic Actuators with Biomechanical Intelligence. Advanced Intelligent Mechatronics Kuo, A. (2007) The six determinants of gait and the inverted pendulum analogy: A dynamic walking perspective. Human Movement Science. 26, Kuo, A., Donelan, J. (2005) Energetic consequences of walking like an inverted pendulum: step-to-step transitions. Exercise and sport sciences reviews. 33, Malcom, P., Derave, W., Galle, S., De Clercq, D. (2013) A Simple Exoskeleton That Assists Plantarflexion Can Reduce the Metabolic Cost of Human Walking. PLoS ONE 8(2): e doi: /journal.pone Margaria, R. (1963) Positive and negative work performances and their efficiencies in human locomotion. Int. Z. Angew Physiol. Einschl. Arbeitsphysiol. 25, Matjacić, Z., Olensek, A., Bajd, T. (2006) Biomechanical characterization and clinical implications of artificially induced toe-walking: differences between pure soleus, pure gastrocnemius and combination of soleus and gastrocnemius contractures. J. Biomech. 39, Mohler, B.J., et al. (2007) Visual flow influences gait transition speed and preferred walking speed. J. Exp. Brain Res. 181, Neptune, R.R., Zajac, F.E., Kautz, S.A. (2004) Muscle mechanical work requirements during normal walking: the energetic cost of raising the body's center-of-mass is significant. J. Biomech. 37, Novacheck, T.F. (1998) The biomechanics of running. Gait and Posture 7, Prilutsky, B.I., Herzog, W., Leonard, T. (1994) Transfer of mechanical energy between ankle and knee joints by Gastrocnemius and plantaris muscles during cat locomotion. J. Biomech. 27, Saunders, M., Inman, V.T., Eberhart, H.D. (1953) The major determinants in normal and pathological gait. J. Bone and Joint Surgery. 35,

67 Sawicki, G., Domingo, A., Ferris, D.P. (2006) The effects of powered ankle-foot orthoses on joint kinematics and muscle activation during walking in individuals with incomplete spinal cord injury. J. Neuroeng. And Rehab. 3, Sawicki, G.S., Ferris, D.P. (2008). Mechanics and energetic of level walking with powered ankle exoskeletons. J. Exp. Biol. 211, Sawicki, G.S., Ferris, D.P. (2009a). A pneumatically powered knee-ankle-foot orthosis (KAFO) with myoelectric activation and inhibition. J. Neuroeng. Rehab. 6, Sawicki, G.S., Ferris, D.P. (2009b) Powered ankle exoskeletons reveal the metabolic cost of plantar flexor mechanical work during walking with longer steps at constant step frequency. J. Exp. Biol. 212, Stewart, C., et al. (2007) An exploration of the function of the triceps surae during normal gait using functional electrical stimulation. Gait & posture. 26, Sutherland, D.H. (1966) An electromyographic study of the plantar flexors of the ankle in normal walking on the level. J. Bone and Joint Surgery. 48, Tibold, R. (2011) Neuromorphic modeling of reaching arm movements. Péter Pázmány Catholic University, Faculty of Information Technology. Umberger, B., Rubenson, J. (2011) Understanding muscle energetics in locomotion: new modeling and experimental approaches. Exercise and sport sciences reviews. 39, Van Ingen Schenau, G.J., Pratt, C.A., Macphearson, J.M. (1994) Differential use and control of mono- and biarticular muscles. Human Movement Science. 13, Whittington, B., et al. (2008) The contribution of passive-elastic mechanisms to lower extremity joint kinetics during human walking. Gait & posture. 27, Winter, D.A. (1983) Energy generation and absorption at the ankle and knee during fast, natural, and slow cadences. Clinical orthopaedics and related research. 175, Winter, D.A. (1991) The biomechanics and motor control of human gait: normal, elderly and pathological. University of Waterloo Press

68 Winter, D.A., Yack, H.J. (1987) EMG profiles during normal human walking: stride-tostride and inter-subject variability. Electroencephalography and clinical Neurophysiology. 67, Zarrugh, M.Y., Todd, F.N., Ralston, H.J. (1974) Optimization of Energy Expenditure during Level Walking. Eur. J. appl. Physiol. 33,

69 BIJLAGES BIJLAGE 1: SPATIOTEMPORELE ANALYSE VAN DE WANDELBEWEGING De wandelbeweging bestaat uit een aaneenschakeling van stappen. Een stap is de cyclus tussen twee hielcontacten. Twee opeenvolgende stappen noemt men een schrede en dat is dus de cyclus tussen twee hielcontacten van eenzelfde been. De mens heeft een gemiddelde voorkeurssnelheid bij wandelen van 1,3 m/s (Mohler, Thompson, Creem-Regehr, Pick, & Warren, 2007) (Zarrugh, Todd, & Ralston, 1974). Bij deze voorkeurssnelheid is er ook een gemiddelde stapfrequentie opgemeten van 112 stappen/min en over een schrede van gemiddeld 1,41m wordt gemiddeld 1,08 sec (Kadaba, Ramakrishnan, & Wootten, 1990). Bij de gemiddelde voorkeurssnelheid is het aandeel van de steunfase ongeveer 60%, waarbij de zwaaifase dan ongeveer 40% bedraagt (Kadaba et al., 1990). Deze procentuele indeling is afhankelijk van de wandelsnelheid, die op zijn beurt het product is van stapfrequentie en staplengte. Bij het vergroten van de wandelsnelheid zal het procentuele aandeel van de steunfase afnemen terwijl het procentueel aandeel van de zwaaifase zal toenemen. Wanneer een individu zich nog sneller zal voortbewegen, zal de steunfase verkorten tot minder dan 50% van de schredencyclus. In dat geval creëert men dus een zweeffase wanneer geen enkel been de grond raakt en spreekt men niet meer van wandelen, maar van lopen. BIJLAGE 2: FASERING VAN DE WANDELBEWEGING De humane wandelbeweging is een aaneenschakeling van steun en zwaaifases. De steunfase kan onderverdeeld worden in een éénbenige of monopedale steunfase en een tweebenige of bipedale steunfase. In een steunfase zitten twee bipedale steunfases (bij begin en einde) en één monopedale steunfase. Binnen de steunfase kunnen volgens Winter drie fasen worden teruggevonden: De weight acceptance fase, de midstance fase en de push-off fase (Winter, 1991). De weight acceptance fase start bij hielcontact en loopt tot maximale knieflexie. Dit loopt dus ongeveer van 0-15% binnen de schredencyclus. In deze fase maakt de hiel contact met de grond en wordt het lichaamsgewicht opgevangen door het voorste been zodat het naar een éénbenige steunfase kan overgaan. Daarna volgt de midstance fase die start bij maximale knieflexie en loopt door tot aan het begin van de extensie van de enkel. Deze fase loopt vanaf 15% tot 40% van de schredencyclus. Als laatste fase hebben we de push-off fase die start bij het begin van de extensie van de enkel en eindigt bij het loskomen van de voet van de grond. Deze bevindt zich

70 binnen de schredencyclus tussen 40 en 60%. De overige 40%, namelijk van 60 tot 100% van de schredencyclus, is de zwaaifase. BIJLAGE 3: MODELLEN VAN HET WANDELEN Wandelen is het resultaat van een complexe samenwerking van spieren en gewrichten. Doorheen de jaren zijn er verschillende modellen ontwikkeld om de wandelbeweging te beschrijven. Bij deze modellen worden volgende vereenvoudigingen gemaakt; alle massa van het lichaam wordt geconcentreerd in het lichaamszwaartepunt (LZP) en het steunbeen wordt voorgesteld als een massaloze staaf. i. Omgekeerd Slinger Model In het omgekeerde slinger (of inverted pendulum) model wordt het steunbeen voorgesteld als een massaloze staaf met een vaste lengte l. Het lichaamszwaartepunt wordt hierdoor gedragen. Het steunbeen beweegt als omgekeerde slinger rond het steunpunt op de grond. Daarnaast fungeert het zwaaibeen ook als slinger, maar dan rond het heupgewricht (Kuo, 2007). Volgens het inverted pendulum model legt het LZP (lichaamszwaartepunt) een cirkelvormige baan af met l als straal (Fig. B1). Dit staat in tegenstelling tot het model van "de zes determinanten van wandelen" waarbij het LZP een zo horizontaal mogelijk traject aflegt die zowel verticaal als lateraal zo weinig mogelijk mag afwijken van een rechte lijn tijdens het wandelen (Saunders, Inman, & Eberhart, 1953). Cavagna beweert dat het energetisch voordeliger is om het steunbeen als omgekeerde slinger te gebruiken dan het model van "de zes determinanten van wandelen" (Cavagna et al., 1976). Tijdens het wandelen hebben we enerzijds kinetische energie, die afkomstig is van de snelheid van het LZP. Anderzijds hebben we de potentiële energie, die afkomstig is van de hoogte van het LZP. Wanneer het been verticaal gepositioneerd is, dus loodrecht op de grond, is de kinetische energie het laagst, daar de snelheid van het LZP het laagst is. Maar net in die positie is de potentiële energie het hoogst, daar het LZP op zijn hoogste punt is. Op het einde van de steunfase is de kinetische energie echter het grootst, terwijl de potentiële energie dan net het laagst is. Wanneer er uitgegaan wordt van volledig behoud van energie, zou wandelen dus enkel een uitwisseling zijn van kinetische naar potentiële energie en omgekeerd zijn. Het zou met andere woorden geen energie kosten om te blijven wandelen. Er is echter wel verlies van de totale mechanische energie tijdens het wandelen, volgens Cavagna zou er slechts 65% van de totale mechanische energie behouden worden. (Cavagna et al., 1976). Het verlies aan

71 energie moet dus worden gecompenseerd door interne krachten, voornamelijk spierwerking in het enkelgewricht, om de totale mechanische energie constant te kunnen houden. Fig. B1: Inverted Pendulum Model (Kuo et al., 2005) Het lichaamsgewicht wordt geconcentreerd in het LZP, die gedragen wordt door de massaloze staven. De pijl duidt op de richting van de snelheidsvector van het LZP. We zien duidelijk dat deze op het einde van de omgekeerde slinger, rond de voet, neer en voorwaarts gericht is. ii. Step to step transition model Een gestrekt been in éénbenige steunfase die zich gedraagt als een omgekeerde slinger zal de mechanische energie behouden. Gedurende de éénbenige steunfase vraagt de verplaatsing van het LZP in een vereenvoudigd model, zoals de omgekeerde slinger, geen arbeid. De afstand waarover het LZP op deze manier kan verplaatst worden is echter beperkt voor één stap. De hierop volgende éénbenige steunfase vraagt opnieuw geen arbeid en behoudt dus de totale mechanische energie. De overgang vraagt echter wel mechanische arbeid. Het "step to step transition model" beschrijft de overgang tussen het einde van de eerste omgekeerde slinger en het begin van de daaropvolgende omgekeerde slinger. Bij deze overgang verandert de richting van de LZP-snelheidsvector (Kuo, Donelan, & Ruina, 2005). Op het einde van de eerste stap beweegt het LZP voorwaarts, met een snelheidsvector gericht naar onder, volgens de cirkelboog (Fig. B2). In het begin van de tweede éénbenige steunfase zal de snelheidsvector van het LZP echter naar boven moeten gericht zijn om de cirkelboog van de omgekeerde slinger te volgen. De grootte van de LZP-snelheid mag hierbij niet veranderen. Om de richting van de vector te veranderen is er een kracht nodig die wordt geproduceerd door beide benen. Het achterste been levert positieve arbeid door de spierwerking bij de pushoff van de voet. Het voorste been levert negatieve arbeid bij hielcontact (Kuo et al., 2005) (Fig. B3). De arbeid die geleverd wordt, komt door spierwerking van de benen afzonderlijk. Deze spierwerking verklaart slechts 60% tot 70% van de metabole kost van wandelen (Kuo et al., 2005)

72 Fig. B2: Step-to-step transition (Kuo et al., 2005) Op het einde van de eerste omgekeerde slinger is de richting van de snelheid van het LZP neervoorwaarts. Om de volgende omgekeerde slinger te beginnen, moet de richting echter iii. Spring loaded inverted pendulum In de theorie van de "inverted pendulum" worden de benen steeds gestrekt en als stijf beschouwd. Het "spring loaded inverted pendulum model" zegt dat meegevende of verende benen fundamenteel zijn voor wandelen. De benen bevatten dus een elastische component. Naast de potentiële en de kinetische energie, bestaat er dus een derde energiecomponent die in rekening moet worden gebracht bij het berekenen van de totale mechanische energie; de elastische energie. In dit model gaat men opnieuw uit van een puntmassa m (in het LZP) die wordt gedragen door de massaloze benen. De benen worden voorgesteld door een veer met rustlengte l 0 en stijfheid k (Fig. B4). Fig. B3: Arbeid van de benen tijdens step-to-step transition (Kuo et al., 2005) Het voorste been (of leading leg) levert negatieve arbeid door het hielcontact. Het achterste been (of trailing leg) levert positieve arbeid door de afstoot van de voet. Fig. B4: Spring-mass Model (Geyer et al., 2006) We bestuderen de beweging die gebeurt tussen twee opeenvolgende momenten waarop het LZP de hoogste positie beschrijft. Het linkerbeen wordt voorgesteld door de zwarte veer en het rechterbeen door de witte veer. Bij de eerste éénbenige steunfase van het linkerbeen heeft het rechterbeen een rustlengte l 0. Het LZP wordt voorwaarts verplaatst terwijl het aan hoogteverlies lijdt. Wanneer het rechterbeen de grond raakt (TD) start de tweebenige steunfase. Het linkerbeen, dat werd ingedrukt door de zwaartekracht, zal vanaf de start van de tweebenige steunfase verlengen tot het zijn rustlengte heeft bereikt. Op dit moment lost het linkerbeen de grond (TO) en komen we in de tweede éénbenige steunfase, deze keer van het rechterbeen

73 In het eerste deel van de éénbenige steunfase wordt elastische energie opgeslagen in het been. Deze energie kan worden teruggegeven in het tweede deel. Deze opslag en teruggave van energie zorgt voor de minimalisatie van energieverlies tijdens het wandelen. Dit model zegt dat de efficiëntie van wandelen niet erg afhankelijk is van hoe goed het LZP de cirkelboog van het inverted pendulum-model beschrijft, maar wel van hoeveel energie er elastisch wordt opgeslagen en wordt gebruikt om het LZP te heroriënteren tijdens de tweebenige steunfase. (Geyer, Seyfarth, & Blickhan, 2006)

74 BIJLAGE 4: INFORMED CONSENT

75 - 68 -

76 - 69 -

77 - 70 -

78 - 71 -

79 - 72 -

80 BIJLAGE 5: PROTOCOL MET RANDOMISATIE

81 - 74 -

82 - 75 -

83 - 76 -

84 - 77 -

85 - 78 -

86 - 79 -

87 - 80 -

88 - 81 -

89 - 82 -

90 BIJLAGE 6: PLAATSING MARKERS