Name: 膝下プロテーゼの推定慣性特性に関する振動及び反応ボードテクニック (動画) | JoVE Journal
Uploaded: 2014-05-08T16:00:00.000+00:00
Duration: 8 min 8 s
Description: 学ぶ 膝下プロテーゼの慣性特性推定法。振動周期測定と反応ボード技術を用いて重心位置と慣性モーメントを正確に算出し、生体力学モデルの精度向上と義肢設計の最適化に貢献します。

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バイオメカニクスのアメリカ人と国際社会からの資金調達は、この研究のために提供されていました。

<ol><li>Chandler, R. F., Clauser, C. E., McConville, J. T., Reynolds, H. M., Young, S. W. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Investigation+of+the+inertial+properties+of+the+human+body%5BTitle%5D)+AND+%22Pamphlets+DOT+HS-801+430+and+AMRL%22%5BJournal%5D)">Investigation of the inertial properties of the human body.</a> Pamphlets DOT HS-801 430 and AMRL. , (1975).</li>
<li>Clauser, C. E., McConville, J. T., Young, J. W. Weight, Volume, and Center of Mass of Segments of the Human Body. AMRL Technical Report. , 60-70 (1969).</li>
<li>Dempster, W. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Space+requirements+of+the+seated+operator%5BTitle%5D)+AND+%22%22%5BJournal%5D)">Space requirements of the seated operator.</a> , 55-159 (1955).</li>
<li>Hinrichs, R. N., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Regression+equations+to+predict+segmental+moments+of+inertia+from+anthropometric+measurements%3A+an+extension+of+the+data+of+Chandler+et%5BTitle%5D)+AND+%22J+Biomech%22%5BJournal%5D)">Regression equations to predict segmental moments of inertia from anthropometric measurements: an extension of the data of Chandler et.</a> J Biomech. 18, 621-624 (1985).</li>
<li>Hinrichs, R. N., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Adjustments+to+the+segment+center+of+mass+proportions+of+Clauser+et+al%5BTitle%5D)+AND+%22J+Biomech%22%5BJournal%5D)">Adjustments to the segment center of mass proportions of Clauser et al.</a> J Biomech. 23, 949-951 (1990).</li>
<li>Hanavan Jr, E. P. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((A+mathematical+model+of+the+human+body+Amrl-Tr-64-102%5BTitle%5D)+AND+%22+AMRL+Technical+Report%22%5BJournal%5D)">A mathematical model of the human body Amrl-Tr-64-102.</a> AMRL Technical Report. 18, 1-149 (1964).</li>
<li>Hatze, H. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((A+mathematical+model+for+the+computational+determination+of+parameter+values+of+anthropomorphic+segments%5BTitle%5D)+AND+%22J+Biomech%22%5BJournal%5D)">A mathematical model for the computational determination of parameter values of anthropomorphic segments.</a> J Biomech. 13, 833-843 (1980).</li>
<li>Leva, P. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Adjustments+to+Zatsiorsky-Seluyanov%27s+segment+inertia+parameters%5BTitle%5D)+AND+%22J+Biomech%22%5BJournal%5D)">Adjustments to Zatsiorsky-Seluyanov's segment inertia parameters.</a> J Biomech. 29, 1223-1230 (1996).</li>
<li>Durkin, J. L., Dowling, J. J. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Analysis+of+body+segment+parameter+differences+between+four+human+populations+and+the+estimation+errors+of+four+popular+mathematical+models%5BTitle%5D)+AND+%22J+Biomech+Eng%22%5BJournal%5D)">Analysis of body segment parameter differences between four human populations and the estimation errors of four popular mathematical models.</a> J Biomech Eng. 125, 515-522 (2003).</li>
<li>Durkin, J. L., Dowling, J. J., Andrews, D. M. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((The+measurement+of+body+segment+inertial+parameters+using+dual+energy+X-ray+absorptiometry%5BTitle%5D)+AND+%22J+Biomech%22%5BJournal%5D)">The measurement of body segment inertial parameters using dual energy X-ray absorptiometry.</a> J Biomech. 35, 1575-1580 (2002).</li>
<li>Jensen, R. K. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Estimation+of+the+biomechanical+properties+of+three+body+types+using+a+photogrammetric+method%5BTitle%5D)+AND+%22J+Biomech%22%5BJournal%5D)">Estimation of the biomechanical properties of three body types using a photogrammetric method.</a> J Biomech. 11, 349-358 (1978).</li>
<li>Martin, P. E., Mungiole, M., Marzke, M. W., Longhill, J. M. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((The+use+of+magnetic+resonance+imaging+for+measuring+segment+inertial+properties%5BTitle%5D)+AND+%22J+Biomech%22%5BJournal%5D)">The use of magnetic resonance imaging for measuring segment inertial properties.</a> J Biomech. 22, 367-376 (1989).</li>
<li>Mungiole, M., Martin, P. E. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Estimating+segment+inertial+properties%3A+comparison+of+magnetic+resonance+imaging+with+existing+methods%5BTitle%5D)+AND+%22J+Biomech%22%5BJournal%5D)">Estimating segment inertial properties: comparison of magnetic resonance imaging with existing methods.</a> J Biomech. 23, 1039-1046 (1990).</li>
<li>Zatsiorsky, V. M., Seluyanov, V. N. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((The+mass+and+inertia+characteristics+of+the+main+segments+of+the+human+body%5BTitle%5D)+AND+%22Biomechanics+VIII-B%22%5BJournal%5D)">The mass and inertia characteristics of the main segments of the human body.</a> Biomechanics VIII-B. , 1152-1159 (1983).</li>
<li>Zatsiorsky, V. M., Seluyanov, V. N. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Biomechanics+IX-B%5BTitle%5D)+AND+%22Human+Kinetics%22%5BJournal%5D)">Biomechanics IX-B.</a> Human Kinetics. , (1985).</li>
<li>Challis, J. H. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Precision+of+the+Estimation+of+Human+Limb+Inertial+Parameters%5BTitle%5D)+AND+%22Journal+of+Applied+Biomechanics%22%5BJournal%5D)">Precision of the Estimation of Human Limb Inertial Parameters.</a> Journal of Applied Biomechanics. 15, 418-428 (1999).</li>
<li>Challis, J. H. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Accuracy+of+Human+Limb+Moment+of+Inertia+Estimations+and+Their+Influence+on+Resultant+Joint+Moments%5BTitle%5D)+AND+%22Journal+of+Applied+Biomechanics%22%5BJournal%5D)">Accuracy of Human Limb Moment of Inertia Estimations and Their Influence on Resultant Joint Moments.</a> Journal of Applied Biomechanics. 12, 517-530 (1996).</li>
<li>Challis, J. H., Kerwin, D. G. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Quantification+of+the+uncertainties+in+resultant+joint+moments+computed+in+a+dynamic+activity%5BTitle%5D)+AND+%22J+Sports+Sci%22%5BJournal%5D)">Quantification of the uncertainties in resultant joint moments computed in a dynamic activity.</a> J Sports Sci. 14, 219-231 (1996).</li>
<li>Hunter, J. P., Marshall, R. N., McNair, P. J. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Segment-interaction+analysis+of+the+stance+limb+in+sprint+running%5BTitle%5D)+AND+%22J+Biomech%22%5BJournal%5D)">Segment-interaction analysis of the stance limb in sprint running.</a> J Biomech. 37, 1439-1446 (2004).</li>
<li>Lin-Chan, S. J., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((The+effects+of+added+prosthetic+mass+on+physiologic+responses+and+stride+frequency+during+multiple+speeds+of+walking+in+persons+with+transtibial+amputation%5BTitle%5D)+AND+%22Arch+Phys+Med+Rehabil%22%5BJournal%5D)">The effects of added prosthetic mass on physiologic responses and stride frequency during multiple speeds of walking in persons with transtibial amputation.</a> Arch Phys Med Rehabil. 84, 1865-1871 (2003).</li>
<li>Mattes, S. J., Martin, P. E., Royer, T. D. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Walking+symmetry+and+energy+cost+in+persons+with+unilateral+transtibial+amputations%3A+matching+prosthetic+and+intact+limb+inertial+properties%5BTitle%5D)+AND+%22Arch+Phys+Med+Rehabil%22%5BJournal%5D)">Walking symmetry and energy cost in persons with unilateral transtibial amputations: matching prosthetic and intact limb inertial properties.</a> Arch Phys Med Rehabil. 81, 561-568 (2000).</li>
<li>Smith, J. D., Martin, P. E. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Short+and+longer+term+changes+in+amputee+walking+patterns+due+to+increased+prosthesis+inertia%5BTitle%5D)+AND+%22J+Prosthet+Orthot%22%5BJournal%5D)">Short and longer term changes in amputee walking patterns due to increased prosthesis inertia.</a> J Prosthet Orthot. 23, 114-123 (2011).</li>
<li>Smith, J. D., Martin, P. E. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Effects+of+prosthetic+mass+distribution+on+metabolic+costs+and+walking+symmetry%5BTitle%5D)+AND+%22J+Appl+Biomech%22%5BJournal%5D)">Effects of prosthetic mass distribution on metabolic costs and walking symmetry.</a> J Appl Biomech. 29, 317-328 (2013).</li>
<li>Czerniecki, J. M., Gitter, A., Munro, C. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Joint+moment+and+muscle+power+output+characteristics+of+below+knee+amputees+during+running%3A+the+influence+of+energy+storing+prosthetic+feet%5BTitle%5D)+AND+%22J+Biomech%22%5BJournal%5D)">Joint moment and muscle power output characteristics of below knee amputees during running: the influence of energy storing prosthetic feet.</a> J Biomech. 24, 63-75 (1991).</li>
<li>Miller, D. I. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Resultant+lower+extremity+joint+moments+in+below-knee+amputees+during+running+stance%5BTitle%5D)+AND+%22J+Biomech%22%5BJournal%5D)">Resultant lower extremity joint moments in below-knee amputees during running stance.</a> J Biomech. 20, 529-541 (1987).</li>
<li>Vanicek, N., Strike, S., McNaughton, L., Polman, R. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Gait+patterns+in+transtibial+amputee+fallers+vs.+non-fallers%3A+Biomechanical+differences+during+level+walking%5BTitle%5D)+AND+%22Gait+%26+Posture%22%5BJournal%5D)">Gait patterns in transtibial amputee fallers vs. non-fallers: Biomechanical differences during level walking.</a> Gait & Posture. 29, 415-420 (2009).</li>
<li>Royer, T., Koenig, M. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Joint+loading+and+bone+mineral+density+in+persons+with+unilateral%2C+trans-tibial+amputation%5BTitle%5D)+AND+%22Clin+Biomech%22%5BJournal%5D)">Joint loading and bone mineral density in persons with unilateral, trans-tibial amputation.</a> Clin Biomech. 20, 1119-1125 (2005).</li>
<li>Underwood, H. A., Tokuno, C. D., Eng, J. J. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((A+comparison+of+two+prosthetic+feet+on+the+multi-joint+and+multi-plane+kinetic+gait+compensations+in+individuals+with+a+unilateral+trans-tibial+amputation%5BTitle%5D)+AND+%22Clin+Biomech%22%5BJournal%5D)">A comparison of two prosthetic feet on the multi-joint and multi-plane kinetic gait compensations in individuals with a unilateral trans-tibial amputation.</a> Clin Biomech. 19, 609-616 (2004).</li>
<li>Sjodahl, C., Jarnlo, G. B., Soderberg, B., Persson, B. M. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Kinematic+and+kinetic+gait+analysis+in+the+sagittal+plane+of+trans-femoral+amputees+before+and+after+special+gait+re-education%5BTitle%5D)+AND+%22Prosthet+Orthot+Int%22%5BJournal%5D)">Kinematic and kinetic gait analysis in the sagittal plane of trans-femoral amputees before and after special gait re-education.</a> Prosthet Orthot Int. 26, 101-112 (2002).</li>
<li>Bateni, H., Olney, S. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Kinematic+and+kinetic+variations+of+below-knee+amputee+gait%5BTitle%5D)+AND+%22Journal+of+Prosthetics+and+Orthotics%22%5BJournal%5D)">Kinematic and kinetic variations of below-knee amputee gait.</a> Journal of Prosthetics and Orthotics. 14, 2-12 (2002).</li>
<li>Buckley, J. G. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Biomechanical+adaptations+of+transtibial+amputee+sprinting+in+athletes+using+dedicated+prostheses%5BTitle%5D)+AND+%22Clin+Biomech%22%5BJournal%5D)">Biomechanical adaptations of transtibial amputee sprinting in athletes using dedicated prostheses.</a> Clin Biomech. 15, 352-358 (2000).</li>
<li>Yack, H. J., Nielsen, D. H., Shurr, D. G. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Kinetic+patterns+during+stair+ascent+in+patients+with+transtibial+amputations+using+three+different+prostheses%5BTitle%5D)+AND+%22Journal+of+Prosthetics+and+Orthotics%22%5BJournal%5D)">Kinetic patterns during stair ascent in patients with transtibial amputations using three different prostheses.</a> Journal of Prosthetics and Orthotics. 11, 57-62 (1999).</li>
</ol>

著者は、彼らが競合する経済的利益を持っていないことを宣言します。

経験的データを扱う際の移動中に生じた関節の力とモーメントを定量化するために、対象となるシステムの逆動力学モデルが必要とされている。下肢生体力学のため、逆動力学モデルは、典型的には、シャンクを足を表しており、剛体として腿。 A）運動運動、B）床反力、及びc）セグメントanthropometricsと慣性特性：これらのモデルのための入力は、3つの主要なソースから来る。動きデータは、動き解析の様々なシステムで収集されるが、すべてのシステムは、本質的に移動（位置、速度、加速度）の基本的な運動を提供する。床反力をフォースプレートを用いて収集し、足に作用する接触力を提供している。 Anthropometricsは定規、柔軟なテープ、および/またはキャリパーを使用して、本体から直接取得された測定値である。これらの身体測定は、逆dynamiで使用される身体セグメントの慣性特性を推定するために使用されるCSは分析しています。慣性特性は、セグメントCOMまたは近位または遠位ジョイントを介して軸に、セグメントの質量の質量中心（COM）の位置と慣性モーメント（MOI）が含まれています。動きと接地反力データを収集するために使用方法および装置は、研究グループ間で類似しているが、体節の慣性推定は、研究者がこれらの慣性特性を推定することを選択する方法に依存して研究者の間で広く変えることができる。 完全に無傷のヒトの体節の慣性特性を推定するための利用可能な様々な技術は、1）死体データ1-5、2）数学モデル（ すなわち 、幾何モデル）6,7、および3）スキャン＆イメージング技術に基づいた回帰式8月15日 。これらの技術の多くは、身体からの直接測定を必要とするが、それは、以前に、本体セグメントの精度に関係なく、推定方法が使用されていることが示されたこれらのメソッドに基づいてMENT慣性推定値が高い16です。それはまた、無傷の身体セグメントの慣性特性の推定値の誤差が17,18歩行時得られた関節モーメントの大きさに最小の影響を有することが示されている。関節モーメントは、床反力、圧力の位置、モーメントアームの長さ、セグメント17-19運動の中心により大きな程度まで影響を受ける。したがって、健常個人の使用時に、研究参加者は、これらの推定値の小さな誤差は、研究の成果にほとんど影響を持っている可能性があることを考えると、身体セグメントの慣性特性を推定するための方法は、文献間で大きく異なることは驚くべきことではない。 完全に無傷の身体セグメントのためのこれらの慣性推定の多くは、多くの場合、下肢切断者のためのプロテーゼの慣性特性を推定するために使用される。現代の下肢義肢は軽量素材を使用して製造しているresultiNG彼らは交換して手足よりもはるかに軽く、義肢中。これは義足とそのまま手足の間の慣性非対称性が生じる。典型的な完全なシャンクと足、膝下プロテーゼの質量と断端に比べて約35％少なく、膝関節20〜23への約35％近くに配置質量中心を持っています。義足の低い質量およびより近位の質量分布も無傷シャンクと足に比べ義肢用の膝関節に慣性に対してはるかに低い（〜60％）モーメントを生成する。研究者は24,25以前義足のために完全な慣性推定値を使用すると、関節運動の推定値にほとんど影響を及ぼさないことを示唆しているが、これらの比較は、床反力がで生産の瞬間を支配歩行立脚相中に生じた関節モーメントに焦点を当てた共同。スイング中、どこに床反力は、存在しないプロテーゼの減少慣性特性は、得られた関節モーメントの推定値に影響を与える可能性が高くなります。一部の研究者は、たとえばことを考えると、26〜32は、人工関節の慣性特性を表現するために完全なセグメント慣性特性を利用し、他の人はそれがプロテーゼの慣性特性を推定するために選択されたメソッドの影響を理解することが重要であり、直接、21〜23見積もり補綴慣性プロパティを、たとえば 。プロテーゼの慣性特性を測定するために必要な時間を最小化することは我々の技術の開発における重要な検討事項であった。ここで紹介する手法では、プロテーゼは、測定時間を短縮し、測定後の補綴物を再編成に関連した追加の時間を避けるために、すべての測定のために、完全に無傷のままである。 従って、本研究の目的は二重であった：1）のab慣性特性を推定するために直接使用することができる技術を実証elow - 人工膝関節、および2）提案手法の効果や一方的な、下腿切断者に歩行時の関節運動の推定値にそのまま手足の慣性プロパティを使用してのそれを対比。これは、無傷のシャンクと足の慣性特性はプロテーゼの慣性特性の直接測定と比較して、補綴用慣性推定値として使用されるときに関節運動の大きさが大きくなっていると仮定された。

<table><tbody><tr><td>オシレーションラック&リアクションボード</td><td>カスタムビルド</td><td></td><td>アウターケージは80/20アルミニウム製で、インナーケージはアルミニウムの固体のさまざまな厚さから作られています。</td></tr><tr><td>ラボスケール</td><td></td><td></td><td></td></tr><tr><td>NI LabView</td><td>ナショナルインスツルメンツ</td><td></td><td>ソフトウェアで、赤外フォトセルからTTLパルスを記録します。</td></tr><tr><td>BNC-1050</td><td>National Instruments</td><td></td><td>BNCブレークアウトボックス、データ集録カードへの直接ピン接続付き</td></tr><tr><td>MATLAB</td><td>Mathworks株式会社</td><td></td><td>振動と反応ボードのデータを処理して、プロテーゼの慣性特性を予測するためのソフトウェア。</td></tr></tbody></table>

膝下プロテーゼの推定慣性特性に関する振動及び反応ボードテクニック

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

本研究の目的は、2倍であった：1）直接膝下プロテーゼの慣性特性を推定するために使用することができる技術を実証する、および2）提案手法の効果を対比し、無傷の肢の慣性特性を使用すること一方的な、下腿切断者に歩行時の関節運動の推定値に。振動と反応ボードシステムは、検証され、既知の幾何学的固体の慣性特性を測定するときに信頼性があることが示された。プロテーゼの慣性特性の直接測定はそのままシャンクと足に基づいて、慣性推定値と比較して、下肢の逆動力学モデリングに使用された場合には、股関節と膝関節の動態では、歩行の遊脚相の間に有意に低かった。姿勢時の関節の動態の差は、しかしながら、スイング中に観察されたものよりも小さかった。このため、歩行の遊脚期に焦点を当てた研究者はprosthesの影響を考慮すべきである研究成果に対する慣性特性の推定値です。スタンスのために、我々の研究で調査さ2慣性モデルのいずれか1は、おそらく逆動力学的評価と同様の結果をもたらすであろう。

膝義足の遠位の慣性特性はそのまま脚（ 表1）に比べて低かった。参加者全体で平均した、人工側質量が39％少なかった、ひざを通じて横軸の周りの慣性モーメントが52％以下であり、マス位置の中心はそのまま脚の値と比較して膝に24％近かった。 <table border="1" cellpadding="0" cellspacing="0" fo:keep-together.within-page="always" width="553"><tbody><tr><td>テーマ</td><td>インタクト*質量（kg） </td><td>マス†長所（キログラム） </td><td> EST。質量差（キログラム） </td><td> ‡Iknee そのまま （キロ·メートル2） </td><td> Iknee 長所 （キロ·メートル2） </td><td>膝関節下の無傷のCM（M） </td><td>膝関節以下の長所のCM（M） </td></tr><tr><td> A </td><td> 6.03 </td><td> 4.27 </td><td> 1.76 </td><td> 0.604 </td><td> 0.325 </td><td> 0.268 </td><td> 0.215 </td></tr><tr><td> B </td><td> 6.07 </td><td> 3.39 </td><td> 2.68 </td><td> 0.400 </td><td> 0.196 </td><td> 0.215 </td><td> 0.177 </td></tr><tr><td> C言語</td><td> 5.80 </td><td> 3.12 </td><td> 2.68 </td><td> 0.575 </td><td> 0.194 </td><td> 0.264 </td><td> 0.198 </td></tr><tr><td> D </td><td> 5.72 </td><td> 3.17 </td><td> 2.55 </td><td> 0.559 </td><td> 0.317 </td><td> 0.265 </td><td> 0.191 </td></tr><tr><td> E </td><td> 7.14 </td><td> 4.65 </td><td> 2.49 </td><td> 0.742 </td><td> 0.325 </td><td> 0.276 </td><td> 0.200 </td></tr><tr><td> F </td><td> 6.23 </td><td> 4.22 </td><td> 2.01 </td><td> 0.585 </td><td> 0.287 </td><td> 0.260 </td><td> 0.192 </td></tr><tr><td> ±STDを意味する</td><td> 6.17±0.51 </td><td> 3.80±0.66 </td><td> 2.36±0.38 </td><td> 0.578±0.109 </td><td> 0.274±0.063 </td><td> 0.258＆＃177; 0.022 </td><td> 0.196±0.013 </td></tr></tbody></table> *無傷の組み合わせそのままシャンクと足の値を指します。 †長所を組み合わせ、プロテーゼと断端の値を指します。 膝を通して横軸の周りの慣性モーメント‡。 膝から下補綴とそのまま手足の間の慣性特性を表1の比較。 得られた関節力（ 図3）とモーメント足首（ 図4）、膝関節、股関節、逆動力学モデルで使用される慣性パラメータによって影響を受けた。人工関節の慣性直接措置がそのまま解剖学（に基づく回帰と比較して逆動力学の評価に使用した場合具体的には、関節の動力学は、スイング開始（〜歩行周期の65％）とスイング終了（〜歩行周期の95％）の間に減少した<strong&gt;表2）。効果の大きさは、スイング中のこれらの違いは（≥1.0）些細ではなかったが示唆された。そのまま慣性推定値が使用されたときだけでなく、関節の運動値は、人工関節の慣性特性の直接の尺度と比較して、スイングの開始と終了時に80％の平均で増加した。無傷の肢の慣性特性は、補綴側をモデル化するために使用された場合にこのように、スイング中補綴側の関節運動プロファイルは、より密接に（ 図3および図4を参照）無傷の肢のそれに似ていた。スタンスの間に、統計的な相違の数が観察された。スタンスの間に差の最大効果の大きさは、腰anterioposteriorられた関節力（ES = 0.86）が観察された。この効果の大きさが大きく、まだスタンスの一部と考えられているが、この措置のためのピーク値は、端末の姿勢（〜52％）中に発生した、または四肢は、スイングに移行したように。他のすべてのsignificaため効果の大きさNTスタンス中に観察された差異は、股関節られた関節反力で観察され、これらの値の大きい方に小さな影響と考えられるであろう、これ0.01から0.41の範囲であった。有意差はスタンス中に発見されたが、その差（ すなわち 、効果の大きさ）の大きさの点で考え、これらの違いは、これらの違いの意味性を疑問視するものを導く可能性があります。 <img alt="図3" fo:content-width="5in" src="/files/ftp_upload/50977/50977fig3highres.jpg" width="500" /> 図3。anterioposterior（左パネル）および垂直方向（右パネル）における足首、膝、股関節の結果関節反力。データは、プレゼンテーションのための科目間で平均化した。立脚相は、足のコンタクトと歩行周期の0％から始まり、つま先オフを有する歩行周期の約60％で終了。スイングは、Tの次の足の接触まで継続彼歩行周期の100％で同じ脚が。 <a href="https://www.jove.com/files/ftp_upload/50977/50977fig3highres.jpg" target="_blank">この図の拡大版を表示するには、こちらをクリックしてください。</a> <img alt="図4" fo:content-width="5in" src="/files/ftp_upload/50977/50977fig4highres.jpg" width="500" /> 図4。足首、膝、股関節を通して、横軸（別名、内外方向軸）について結果として得られる関節モーメント。データは、プレゼンテーションのための科目間で平均化した。立脚相は、足のコンタクトと歩行周期の0％から始まり、つま先オフを有する歩行周期の約60％で終了。 Swingは歩行周期の100％で、同じ足の次の足の接触まで続く。 <img alt="表2" fo:content-width="6in" src="/files/ftp_upload/50977/50977table2.jpg" width="600" /> 表2。ピークられた関節反力とモーメントは、人工側の関節の動力学の対象と2慣性モデル間の統計的比較を全体で平均注平均データは平均（SD）として提示されている。 ％歩行サイクルの列は、ピーク値がその変数に対して発生した対象者全体の平均パーセンテージを表す。P &lt;0.05に有意であると考え。

身体分節慣性特性は、逆動力学モデリングのために必要とされる。振動及び反応基板技術を用いて、膝下プロテーゼの慣性特性を測定した。義足の逆動力学モデルにおける慣性補綴の直接的な尺度を使用すると、得られた関節力及びモーメントの大きさが下側になった。

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

この手順の全体的な目的は、下腿義足の慣性特性を推定することです。まず、ケージ内に義足を吊り下げた状態で振動周期を測定します。次に、リアクションボード法を用いて、義足とケージを合わせたシステムの重心位置を推定します。次に、ケージから人工関節を取り出し、反応ボード法を用いてケージのみの重心位置を推定します。最終ステップとして、ケージ単独の振動周期を測定します。最終的に、この慣性測定システムは、4x4の木製ブロックなどの既知の幾何学的立体を用いて検証されました。これらの実験結果は付録に示されています。義肢の慣性特性の推定値を算出するため、義肢とソケットを合わせた測定値から、ソケットのみの慣性測定値を差し引きます。義肢側の慣性特性が健側と同様であると仮定する既存の手法と比較して、本手法の主な利点は、義肢側の慣性が個人のバイオメカニクスモデルにおいてより正確に表現されることです。まず、切断者を椅子に座らせ、義肢を座面から快適に持ち上げて一連の膝関節屈曲および伸展動作が行える状態にします。次に、膝関節の回転中心（COR）を特定し、CORの位置に小さなテープを貼ります。その後、プロテーゼの縁から膝のCORまでの距離を測定します。膝のCORがプロテーゼの縁よりも下方に位置する場合、この値は負の値として記録してください。次に、膝の回転中心（COR）と足関節の回転中心（COR）の間の距離を測定します。その後、義肢と下層のスリーブを取り外し、柔軟なメジャーを用いて断端の測定を行い、断端の慣性特性を推定します。続いて、断端の近位周径、すなわち膝関節から指約2本分の幅の位置にある最大周径を測定します。次に、断端末端の最後に骨が突出している部位で、断端遠位部の円周を測定します。続いて、腓骨頭から断端の最遠位端までの距離である、断端の長さを測定します。軸を取り外して振動ラックからインナケージを取り出し、被験者のライナーとプライを義肢のソケット内に装着します。次に、靴を履いたままの義足を内部振動ケージ内にしっかりと配置し、ベルクロストラップを使用して義足の足をケージの遠位プレートに固定します。続いて、アクスルを固定して内部ケージを振動ラック内に再配置します。内部ケージの吊り下げアームをセットスクリューに合わせて、振動角を5度未満に設定します。振動試験を開始するには、インナーケージをセットスクリューに当たるまで後ろに引き、次にセットスクリューとインナーケージの間に隙間が見えるまで前方に移動させます。プロテーゼをインナーケージ内に配置した状態で3回の振動試験を行い、各試験における1完全サイクルの平均振動時間を記録してください。反応板の測定値を変更する前に、プロテーゼをラックに固定したまま、インナーケージをナイフエッジの上に水平に配置してください。次に、デジタルノギスと柔軟な測定テープを用いて、上部の調節プレートとインナークリッジ上部の固定クロスメンバーとの間の距離を記録します。続いて、下部の調節プレートとインナークリッジ上部の固定クロスメンバーとの間の距離を測定し、下部の調節プレートとインナークリッジ下部の固定クロスメンバーとの間の距離を決定します。その後、2つのナイフエッジ間の距離を測定します。天秤の風袋打ちを行い、ラックと義肢を反応ボードアセンブリに配置します。次に、インナーケージの一端を天秤の上に置き、インナーケージ底部のナイフエッジが水平になり、2つのナイフエッジの間に張力がかかっていない状態になるように調整します。天秤側の端を数回持ち上げ、再び天秤の上に置きます。スケールの数値が安定したら、その値を記録します。次に、インナーケージから義肢を取り出し、ケージのみの状態での反応板の数値を記録します。義肢から靴を取り外し、靴の質量を測定します。次に、靴を外した状態での義足の質量を測定します。続いて、足関節のCORから足底面までの距離を測定します。その後、靴を外した状態での義足の長さを決定します。靴を義足に再び装着し、足首の回転中心（COR）から靴底までの距離と、靴を履いた状態の足の長さを測定します。次に、反射テープが付いた黒いコーナーがフォトセルに最も近くなるようにして、内部ケージを振動ラック内に再配置します。軸を固定し、内部ケージの吊り下げアームがセットスクリューと一致していることを確認してください。最後に、各試行の最初の振動周期のみを記録した振動試験を10回収集します（ケージが空の場合に最初の周期のみを記録する理由については、付録Aを参照してください）。義足側の慣性特性は、健常脚の慣性特性よりも有意に低い結果となりました。義足側の質量は39%減少していました。慣性モーメントは52%小さく、重心は健常時の推定値よりも膝に24%近い位置にありました。足関節、膝関節、および股関節の関節反力は、前方、後方、および垂直方向で測定されました。立脚相は歩行周期の0%で始まり、約60%で終了します。遊脚相は、同じ脚の次の接地（100%）まで続きます。足関節、膝関節、および股関節を通る横軸周りの関節モーメントを分析した結果、以下の結果が得られました。遊脚相における義肢側の動力学的プロファイルは、健側の肢に非常に近い傾向を示しました。義肢側のモデリングに健側肢の慣性特性を用いた場合、この手法を習得すれば、適切に行うことで30分以内に完了させることが可能です。

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Research

JoVE Journal

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膝下プロテーゼの推定慣性特性に関する振動及び反応ボードテクニック

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