Name: 아래 - 무릎 보철물의 추정 관성 속성에 대한 진동 및 반응 보드 기술 (동영상) | JoVE Journal
Uploaded: 2014-05-08T16:00:00.000+00:00
Duration: 8 min 8 s
Description: 학습하세요 무릎 보철물의 관성 특성을 진동 및 반응 보드 기법으로 추정하는 방법을. 정확한 측정이 생체역학 모델의 정밀도를 높여 관절 하중을 감소시킵니다.

ai_agent_IP

ai_agent

maintenance

instantTrialDurationMinutes

isBiopharma

enableNewMyJoveSectionDesign

educationFeatures

seoMetaApi

ai_copilot_institution_blacklist

ai_chat_institution_blacklist

freeAccessWindow

ssoRoleCapture

scheduledMaintenanceBanner

joveLabsFeatures

disable_autoplay_for_bots

extended_trial_duration

5 minutes

playerTrialDesktop

역학의 미국 및 국제 사회에서의 자금 조달은이 연구를 위해 제공되었다.

<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>

저자는 더 경쟁 재정적 이익이 없다는 것을 선언합니다.

경험적인 데이터로 작업 할 때 이동 중에 그 결과 관절의 힘과 모멘트를 정량화하기 위해, 관심의 시스템의 역 동성 모델이 필요합니다. 낮은 말단 역학의 경우, 역 동성 모델은 일반적으로 정강이를 발을 대표하고 강체 허벅지. ) 운동 역학, B) 지상 반력 및 C) 세그먼트 anthropometrics 관성 속성 :이 모델에 대한 입력은 세 가지 기본 소스에서 온. 모션 데이터는 모션 분석​​ 시스템의 다양한 수집하지만 모든 시스템은 본질적으로 이동 (위치, 속도 및 가속도)의 기본적인 운동학을 제공한다. 지면 반력은 포스 플레이트 수집 피트에 작용하는 접촉력을 제공한다. Anthropometrics 눈금자, 유연한 테이프 및 / 또는 캘리퍼스를 이용하여 본체에서 직접 찍은 측정을 예로들 수 있습니다. 이러한 인체 측정은 역 dynami 사용될 바디 부분의 관성 특성을 추정하기 위해 이용된다CS는 분석한다. 관성 속성은 세그먼트 COM 또는 근위부 또는 원위부 관절을 통해 축 세그먼트의 상대적 질량의 질량 중심 (COM)의 위치와 관성 모멘트 (MOI)를 포함한다. 모션 및 지상 반력 데이터를 수집하기 위해 사용되는 방법 및 장치는 연구 그룹들과 유사하지만, 보디 세그먼트의 관성 추정은 연구자가 이들 관성 특성을 추정하기 위해 선택되는 방법에 따라 연구자마다 크게 달라질 수있다. 완전히 그대로 인간의 몸 세그먼트의 관성 특성을 추정 사용할 수있는 다양한 기술은 다음을 포함한다 : 1) 시신 데이터 1-5, 2) 수학적 모델 (즉, 기하학적 모델) 6,7, 3) 스캔 및 이미징 기술을 기반으로 회귀 방정식 8-15. 이들 기술의 대부분은 본체에서 직접 측정을 필요로하지만, 그것은 이전에 관계없이 추정 방법이 사용되는 것으로 본체 SEG의 정밀도를 보여왔다이 방법에 따라, 표준 관성 추정 높은 16입니다. 또한, 그대로 몸 세그먼트의 관성 특성의 추정에 오류가 (17, 18)를 보행시 결과 공동 순간의 크기에 미치는 영향을 최소화 것으로 나타났습니다. 조인트 모멘트 지상 반력 압력 명소 모멘트 아암 길이 및 세그먼트 운동학 17-19의 중심에서 더 큰 정도로 영향을 받는다. 따라서, 연구 참가자가 이러한 추정의 작은 오류가 연구의 결과에 거의 영향을 미칠 가능성이있는 것으로 주어진 할 수있는 개인을 사용할 때 몸 세그먼트의 관성 특성을 추정하는 방법은 문헌에 걸쳐 다양 것은 놀라운 일이 아니다. 완전히 그대로 몸 세그먼트에 대한 이러한 관성 추정의 대부분은 종종 낮은 말단 절단 수술을받은 사람을위한 보철물의 관성 특성을 추정하는 데 사용됩니다. 현대 하체 보철은 경량 소재를 사용하여 제조된다 resultiNG가 대체 사지보다 훨씬 가볍고 인공 사지. 이 인공 사지 그대로 다리 사이의 관성 비대칭에서 발생합니다. 전형적인 그대로 정강이와 발, 무릎 아래 보철물의 질량과 절단 단에 비해 약 35 % 이하이며, 슬관절 20-23 약 35 % 가까이 위치 대량의 센터가 있습니다. 낮은 질량 및 사지 ​​보철보다 근위 질량 분포는 그대로 생크 및 다리에 비해 사지 보철을위한 무릎 관절에 관성 상대적인 훨씬 낮은 (~ 60 %) 모멘트를 생성한다. 연구자 24,25 이전 보철 다리 속담 관성 추정들을 사용하여 관절 운동 추정치에 거의 영향을 가질 것을 제안했지만, 이러한 비교는지면 반력에서 발생 순간을 지배 걷는 자세 단계 동안 얻어진 조인트 순간에 집중 공동. 스윙 도중, 여기서 접지 반력은 존재하지보철물의 감소 관성 속성은 결과 공동 순간의 추정에 영향을 미칠 가능성이 더 높습니다. 일부 연구자들은 예를 들어 점을 감안, 26 ~ 32은 보철물 관성 특성을 표현하기 위해 그대로 세그먼트 관성 특성을 활용하고 다른 사람은 보철물의 관성 특성을 추정하기 위해 선택된 방법의 영향을 이해하는 것이 중요합니다, 직접 21-23 추정 보철물 관성 속성을 예 . 보철물의 관성 특성을 측정하기 위해 필요한 시간을 최소화하는 것이 우리의 기술의 개발에 중요한 고려 사항이었다. 모든 측정은 측정 한 후 보철물을 재조정과 관련된 추가 시간을 측정 시간을 줄이고 방지하기 위해 여기에 제시된 기술에 보철물을 완전히 그대로 유지됩니다. 따라서, 본 연구의 목적은 두 가지 있었다 : 1) AB의 관성 특성을 추정하기 위해 직접 사용할 수있는 기술을 보여elow 무릎 보철물, 2) 일방적, transtibial 절단 수술을받은 사람의 보행시 관절 운동 추정에 그대로 사지 관성 속성을 사용하여 제안 된 기술과 그 효과를 대조. 그것은 그대로 정강이와 발 관성 속성이 보철물 관성 특성을 직접 측정 비교 보철물의 관성 추정으로 사용되는 경우 관절 운동, 등급이 큰 것으로 가정했다.

<table><tbody><tr><td>진동 랙 & 반응 널</td><td>80</td><td>/20의 알루미늄, 알루미늄의 고체의 각종 간격에서 안 감금소로 하는 주문</td> 제작된 <td></td> 외부 감금소.</tr><tr><td>적외선 광전지의 TTL 펄스를 기록하기 위한</td><td></td> 실험실 규모<td></td> NI LabView National Instruments <td></td> 소프트웨어.</tr> <tr><td></td><td></td><td></td><td></td></tr><tr><td>BNC-1050</td><td>내쇼날인스트루먼트</td><td></td><td>BNC 브레이크아웃 박스는 데이터 수집 카드에 직접 핀으로 연결되어 있습니다.</td></tr><tr><td>MATLAB</td><td>매스웍스</td><td></td><td>보철물의 관성 특성을 예측하기 위해 진동 및 반응 보드 데이터를 처리하는 소프트웨어입니다.</td></tr></tbody></table>

아래 - 무릎 보철물의 추정 관성 속성에 대한 진동 및 반응 보드 기술

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

본 연구의 목적은 두 가지 있었다 : 1) 바로 아래의 무릎 보철의 관성 특성을 추정하기 위해 사용될 수있는 기술을 설명하고, 2) 그대로 가지 관성 특성을 사용하는 제안 된 기술과 그 효과를 대비 일방적 transtibial 절단 수술을받은 사람의 보행시 관절 운동 추정에. 진동 반응 보드 시스템의 유효성을 검사하고 알려진 기하학적 고체의 관성 특성을 측정 할 때 신뢰할 수있는 것으로 나타났다. 보철물의 관성 특성을 직접 측정이 그대로 정강이와 발을 기준으로 관성 추정에 비해 낮은 말단의 역 동성 모델링에 사용되었을 때, 허리와 무릎의 관절 반응 속도는 걷는 스윙 단계에서 유의하게 낮았다. 입장시 공동 역학의 차이는, 그러나, 스윙 동안 관찰보다 작았 다. 따라서, 걷기의 스윙 단계에 초점을 맞추고 연구원은 prosthes의 영향을 고려해야한다연구 결과에 관성 속성 추정이다. 입장을 위해, 우리의 연구에서 조사 두 관성 모델 중 하나는 가능성이 역 동성 평가와 유사한 결과로 이어질 것입니다.

무릎에 인공 다리 말단의 관성 특성은 그대로 다리 (표 1)에 비해 낮았다. 참가자 걸쳐 평균화, 보철 측 질량 무릎 통해 횡단 축 주위의 관성 모멘트가 52 % 이하이고, 39 % 이하이고, 질량의 위치의 중심이 그대로 발에 대한 값과 비교 무릎 24 % 가까이되었다. <table border="1" cellpadding="0" cellspacing="0" fo:keep-together.within-page="always" width="553"><tbody><tr><td> 제목 </td><td> 그대로 * 질량 (kg) </td><td> 질량 † 프로 (kg) </td><td> EST. 질량 차이 (kg) </td><td> ‡ Iknee 그대로 (kg · m 2) </td><td> Iknee 프로 (kg · m 2) </td><td> 무릎 관절 아래에 그대로 CM (M) </td><td> 무릎 관절 아래 프로의 CM (M) </td></tr><tr><td> </td><td> 6.03 </td><td> 4.27 </td><td> 1.76 </td><td> 0.604 </td><td> 0.325 </td><td> 0.268 </td><td> 0.215 </td></tr><tr><td> B </td><td> 6.07 </td><td> 3.39 </td><td> 2.68 </td><td> 0.400 </td><td> 0.196 </td><td> 0.215 </td><td> 0.177 </td></tr><tr><td> C </td><td> 5.80 </td><td> 3.12 </td><td> 2.68 </td><td> 0.575 </td><td> 0.194 </td><td> 0.264 </td><td> 0.198 </td></tr><tr><td> 디 </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> 에프 </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> ± STD에게 의미 </td><td> 6.17 ± 0.51 </td><td> 3.80 ± 0.66 </td><td> 2.36 ± 0.38 </td><td> 0.578 ± 0.109 </td><td> 0.274 ± 0.063 </td><td> 0.258 &amp;# 177; 0.022 </td><td> 0.196 ± 0.013 </td></tr></tbody></table> * 비 손상이 결합 된 그대로 정강이와 발에 대한 값을 의미한다. † 장점이 결합 된 보철물과 절단 단의 값을 의미한다. 무릎을 통해 가로 축에 대한 관성 모멘트 ‡. 아래 무릎의 인공 그대로 사지 사이의 관성 특성 표 1. 비교. 결과 연합군 (그림 3)과 순간 발목에서 (그림 4), 무릎, 엉덩이는 역 동성 모델에 사용되는 관성 매개 변수에 의해 영향을 받았다. 보철물 관성의 직접적인 조치가 그대로 해부학 (에 따라 회귀에 비해 역 동성 평가에 사용 된 경우 특히, 공동 역학은 스윙의 시작 (~ 보행주기의 65 %)와 스윙 종료 (~ 보행주기의 95 %) 동안 감소했다 <strong&gt; 표 2). 효과의 크기는 스윙하는 동안 이러한 차이는 (≥ 1.0) 사소한되지 않은 것이 좋습니다. 그대로 관성 추정을 사용할 때뿐만 아니라, 관절 운동 값은 보철물 관성 특성을 직접 측정과 비교 스윙의 시작과 종료시 80 %까지 평균 증가했다. 그대로 다리의 관성 속성이 보철 측면을 모델링하는 데 사용 때 따라서, 스윙하는 동안 인공 측의 공동 운동 프로파일은 더 밀접하게 (그림 3, 4 참조) 그대로 사지의 것과 닮았다. 자세 동안 통계적 차이 수가 관찰되었다. 입장시 어떤 차이가 가장 큰 효과 크기는 엉덩이 anterioposterior 결과 공동의 힘 (= 0.86 ES) 관찰되었다. 이 효과의 크기가 크고 아직 입장의 한 부분으로 간주되지만,이 측정 값의 최대 값은 단말기의 자세 (~ 52 %)하는 동안 오류가 발생했습니다, 또는 사지 스윙으로 전환되었을 때. 다른 뜻인지에 대한 효과 크기자세 동안 관찰 NT의 차이는 엉덩이 결과 공동 반력에서 관찰되는 이러한 값 중 큰 작은 효과로 간주 될 수있는, 0.01-0.41였다. 큰 차이는 자세에서 발견되었지만, 그 차이 (즉, 효과의 크기)의 크기의 측면에서 고려 이러한 차이는이 차이의 유의성에 의문을 초래할 수 있습니다. <img alt="그림 3" fo:content-width="5in" src="/files/ftp_upload/50977/50977fig3highres.jpg" width="500" /> 그림 3. anterioposterior (왼쪽 패널) 및 수직 방향 (오른쪽 패널)에서 발목, 무릎, 엉덩이의 결과적인 공동 반력. 데이터는 프레 젠 테이션을위한 과목에 걸쳐 평균 하였다. 자세 단계는 발 접촉 보행주기의 0 %에서 시작하여 발가락 오프와 보행주기의 약 60 %에서 끝납니다. 스윙은 t의 다음 발에 닿을 때까지 계속그는 보행주기의 100 % 같은 다리. <a href="https://www.jove.com/files/ftp_upload/50977/50977fig3highres.jpg" target="_blank">이 그림의 더 큰 버전을 보려면 여기를 클릭하십시오.</a> <img alt="그림 4" fo:content-width="5in" src="/files/ftp_upload/50977/50977fig4highres.jpg" width="500" /> 그림 4. 발목, 무릎, 엉덩이를 통해 가로 축 (일명, 내 외측 축)에 대한 결과적인 공동 순간. 데이터는 프레 젠 테이션을위한 과목에 걸쳐 평균 하였다. 자세 단계는 발 접촉 보행주기의 0 %에서 시작하여 발가락 오프와 보행주기의 약 60 %에서 끝납니다. 스윙은 보행주기의 100 %에서 같은 다리의 다음 발에 닿을 때까지 계속됩니다. <img alt="표 2" fo:content-width="6in" src="/files/ftp_upload/50977/50977table2.jpg" width="600" /> 표 2. 피크 결과 공동 반응힘과 모멘트는 보철 팀의 공동 역학에 대한 주제와 두 관성 모델 사이의 통계적 비교를 통해 평균주의 사항 :. 평균 데이터는 평균 (SD)로 표시됩니다. % 보행주기의 열은 피크 값이 그 변수의 발생 과목에 걸쳐 평균 비율을 나타냅니다. p &lt;.05 중요하게 고려.

신체 분절의 관성 특성은 역 동성 모델링이 필요합니다. 진동 반응 보드 기술, 아래 - 무릎 보철의 관성 특성을 사용하는 것은 측정 하였다. 보철 다리의 역 동성 모델에 보철물 관성의 직접적인 조치를 사용하면 결과 공동 힘과 모멘트의 낮은, 등급 결과.

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 ...

본 실험 절차의 전반적인 목표는 하퇴 의족의 관성 특성을 추정하는 것입니다. 이는 먼저 케이지 내에 의족을 매달아 진동 주기를 측정함으로써 수행됩니다. 두 번째 단계로는 반력 보드 기술을 사용하여 의족과 케이지 결합 시스템의 질량 중심 위치를 추정합니다.다음으로, 케이지에서 보철물을 제거하고 반응 보드 기법을 사용하여 케이지만의 질량 중심 위치를 추정합니다. 마지막 단계는 케이지 단독의 진동 주기를 측정하는 것입니다. 궁극적으로, 이 관성 측정 시스템은 4x4 크기의 나무 블록과 같은 기하학적 고형물을 사용하여 검증되었습니다.이 실험들의 결과는 부록에 제시되어 있습니다. 보철물과 케이지를 결합하여 측정한 값에서 케이지의 관성 측정값을 뺌으로써 보철물의 관성 특성 추정치를 산출합니다. 보철 측의 관성 특성이 건측과 유사하다고 가정하는 기존 방법과 비교했을 때 이 기술의 주요 장점은, 보철 다리의 관성이 대상자의 생체역학적 모델에 더 정확하게 반영된다는 점입니다. 먼저, 절단 환자를 의자에 앉히고 보철 다리를 좌석에서 편안하게 들어 올려 피험자가 일련의 무릎 굴곡 및 신전 동작을 수행할 수 있도록 합니다.다음으로 무릎의 회전 중심(center of rotation, COR)을 확인하고, COR 위치에 작은 테이프 조각을 붙입니다. 그런 다음 보철물 끝단(lip)에서 무릎 COR까지의 거리를 측정합니다. 무릎 COR이 보철물 끝단보다 아래쪽에 위치하는 경우, 이 값은 음수로 기록해야 합니다.다음으로, 무릎 회전 중심(COR)과 발목 회전 중심(COR) 사이의 거리를 측정합니다. 그 다음, 보철물과 하단의 슬리브를 제거하고 유연한 줄자를 사용하여 잔존 지의 측정값을 취함으로써 잔존 지의 관성 특성을 추정합니다. 이어서 무릎 관절에서 손가락 약 두 마디 너비 떨어진 지점인 잔존 지의 가장 굵은 부위의 근위부 둘레를 측정합니다.그런 다음 원위부 끝의 마지막 뼈 돌출부에서 잔존 사지의 원위부 둘레를 측정합니다. 다음으로 비골두부터 잔존 사지의 가장 원위부까지의 거리인 잔존 사지의 길이를 측정합니다. 축을 제거하여 진동 랙에서 내부 케이지를 분리한 후, 피험자의 라이너와 플라이를 의족 소켓 안에 배치합니다.그런 다음 신발을 신은 상태의 보형물을 내부 진동 케이지 안에 안정적으로 배치하고, 벨크로 스트랩을 사용하여 보형물의 발 부분을 케이지의 원위판에 고정합니다. 다음으로, 축을 고정하여 진동 랙 내에서 내부 케이지의 위치를 다시 조정합니다. 내부 케이지의 현수 암을 세트 스크류에 맞춰 정렬하면 진동 각도가 5° 미만으로 설정됩니다.진동 시험을 시작하려면 내부 케이지를 세트 스크루에 닿을 때까지 뒤로 당긴 다음, 세트 스크루와 내부 케이지 사이의 간격이 보일 때까지 앞으로 이동시키십시오. 보철물이 내부 케이지에 배치된 상태에서 세 차례의 진동 시험을 수행하고, 각 시험에 대해 한 번의 완전한 진동 주기에 걸리는 평균 시간을 기록하십시오. 반응 보드 측정값을 변경하기 전에 보철물을 랙에 고정한 상태로 유지하고, 내부 케이지를 나이프 엣지 위에 올려 수평으로 배치하십시오.그런 다음 디지털 캘리퍼스와 유연한 측정 테이프를 사용하여 상단 조절판과 내부 케이지 상단의 고정 가로대 사이의 거리를 기록하십시오. 다음으로, 하단 조절판과 내부 케이지 상단의 고정 가로대 사이의 거리를 측정하고, 하단 조절판과 내부 케이지 하단의 고정 가로대 사이의 거리를 결정하십시오. 그런 다음 두 나이프 엣지(knife edge) 사이의 거리를 측정하십시오.저울의 영점을 조절한 후, 랙과 의수물을 반응 보드 어셈블리에 배치합니다. 그런 다음 내부 케이지의 한쪽 끝을 저울 위에 놓고, 내부 케이지 하단의 나이프 에지가 수평을 이루어 두 나이프 에지 사이에 장력이 발생하지 않도록 위치시킵니다. 저울 쪽 끝을 여러 번 들어 올렸다가 다시 저울 위에 내려놓습니다.저울의 수치가 일정하게 유지되면 해당 값을 기록하십시오. 다음으로, 내부 케이지에서 보철물을 제거하고 케이지만의 반응 보드 수치를 기록하십시오. 보철 의지에서 신발을 제거하고 신발의 질량을 측정하십시오.그런 다음 신발을 제외한 보철물의 질량을 측정합니다. 다음으로 발목의 COR과 발의 저측 표면 사이의 거리를 측정합니다. 그런 후 신발을 제외한 의족의 길이를 결정합니다.신발을 보철물에 다시 신기고 발목의 COR부터 신발 밑창까지의 거리와 신발을 신은 상태의 발 길이를 측정합니다. 그런 다음 내부 케이지를 진동 랙 내에 다시 배치하며, 반사 테이프가 붙은 검은색 모서리가 포토셀에 가장 가깝게 위치하도록 합니다. 축을 고정하고 내부 케이지의 현수 암이 세트 스크루와 일치하는지 확인합니다.마지막으로, 각 시행의 첫 번째 진동 주기만을 기록하여 10회의 진동 시행을 수집하십시오. 케이지가 비어 있을 때 왜 첫 번째 진동 주기만 기록하는지에 대한 설명은 부록 A를 참조하십시오. 의족 측의 관성 특성은 온전한 다리의 관성 특성보다 유의하게 낮았습니다. 의족 측의 질량은 39% 더 적었습니다.관성 모멘트는 52% 더 낮았으며, 질량 중심은 온전한 상태의 추정치보다 무릎에 24% 더 가까웠습니다. 발목, 무릎 및 고관절의 관절 반작용력은 전방, 후방 및 수직 방향으로 측정되었습니다. 입각기는 보행 주기의 0%에서 시작하여 약 60%에서 종료됩니다.스윙 단계는 동일한 다리의 다음 발 접지가 일어나는 100%까지 지속됩니다. 발목, 무릎 및 고관절을 지나는 가로축에 대한 관절 모멘트를 분석한 결과 다음과 같은 결과가 얻어졌습니다. 스윙 단계 동안 의족 측의 운동학적 프로필은 비손상 측 사지의 프로필과 더 유사했습니다. 비손상 측 사지의 관성 특성을 사용하여 의족 측을 모델링했을 때 그러했습니다. 이 기술을 숙달하면 적절히 수행할 경우 30분 이내에 완료할 수 있습니다.

oscillation-reaction-board-techniques-for-estimating-inertial

Research

연구

JoVE Journal

Bioengineering

생명공학

신경 - 기계 인터페이스 (NMI)는 사용자의 운동 모드를 식별하기 위해 개발되었다. 이러한 NMI가 잠재적으로 전원이 공급되는 인공 다리의 신경 제어에 유용하지만 완전히 입증되지 않았다. 쉽게 구현 및 신경 제어 개발 전원 하체 보철을위한 안전하고 낮은 사지 절단 환자에 neurally 제어 인공 다리를 평가하는 실험실 환경 (2) 실험 장치 및 프로토콜에 대한 (1) 우리의 설계 엔지니어링 플랫폼 제공이 논문 효율적.

엔지니어링 플랫폼 및 Neurally 통제 강화 대퇴 보철물의 설계 및 평가를위한 실험 프로토콜

이 기사에서는 뇌졸중 후 대화형 균형 재활 시스템을 위한 새로운 저비용 인간-기계 인터페이스를 제시합니다. 이 시스템은 자발적으로 구동되는 전기 요법 패러다임을 향해 기성품인 저비용 센서를 통합합니다. 개념 증명 소프트웨어 인터페이스는 건강한 지원자를 대상으로 시연되었습니다.

후 스트로크 균형 재활을위한 신경 근육 전기 자극 시스템과 저가 센서를 통합하는 인간 - 기계 인터페이스

보철물 개발이 자연 제어의 목표를 향해 나아감에 따라, 절단 환자가 새로운 운동 기술을 배울 수 있는 타고난 능력을 활용하면 숙련도가 높아질 수 있습니다. 이 원고는 향상된 다기능 보철 제어를 위해 모방, 반복 및 강화 학습 전략을 포함하는 구조화된 재활 프로토콜을 설명합니다.

개선 된 다기능 보철 제어를위한 구조적 재활 프로토콜 : 사례 연구

프로토콜은 - 필드 보행 동작의 특성 및 생성 된 구조적 응답의 시뮬레이션을 위해 제공된다. 현장 시험은 페이싱 식별 시츄 참가자 간의 속도 및 동기 속도가 인위적 부하의 시뮬레이션 및 검증을위한 필수적인 입력을 구성하는 것을 보여준다.

특성화에서 필드 보행자의 행동을 바탕으로 인간에 의한 진동의 시뮬레이션

이 문서는 인간 참가자의 허벅지 촉각 자극을인가하고, 자극 위치 및 주파수의 다양한 조합에 대한 참가자의 의지 응답의 정확성과 반응 시간을 측정하는 방법을 설명한다.

촉각 자극에 의​​지 모터 응답의 적시성과 정확성을 평가하는 방법

여기에서는 압력 중심에서 전신 질량 중심 거리까지 사용하여 앉아서 서서 걷는 동안 주요 이벤트에서 위치 안정성을 측정하는 새로운 프로토콜을 제시합니다. 이것은 힘 플랫폼과 3차원 모션 캡처 기술에서 파생되었습니다. 이 패러다임은 신뢰할 수 있으며 신경학적으로 손상된 개인의 평가에 활용될 수 있습니다.

앉아 - 투 - 독립 및-거리에 120 % 무릎 높이에서 : 소설 접근을 동적 자세 제어 독립적 인 리드 사지의 평가에

앉아 플랫폼을 개발 하 고 조립 하는 수 동적으로 인간에서 앉아있는 자세를 destabilizes. 사용자의 안정화 작업 중 관성 측정 단위 기록 장치의 움직임, 그리고 진동 요소 자리 성능 기반 피드백을 제공. 재활, 평가 및 훈련 패러다임에 휴대용, 다양 한 장치를 사용할 수 있습니다.

앉아 균형 평가 및 훈련 Vibrotactile 피드백 장치

이 문서는 인간의 자세 제어를 연구하는 실험 / 분석 프레임 워크를 제공합니다. 이 프로토콜은 서 있는 실험을 수행하고, 신체 운동학 및 역학 신호를 측정하고, 결과를 분석하여 인간의 자세 제어의 기본 메커니즘에 대한 통찰력을 제공하기 위한 단계별 절차를 제공합니다.

인간의 자세 제어를 연구하는 실험 방법

만성 뇌졸중 환자의 보험 재활은 일반적으로 시간이 제한되어 있습니다. 보행 관련 운동 작업으로 인한 뇌 활동에 대한 이미징 기반 연구는 개선된 결과를 측정하고 맞춤형 치료를 확장하는 것을 정당화하기 위한 바이오마커를 확립하는 데 도움이 될 수 있습니다. 새로운 자기 공명(magnetic resonance)과 호환되는 가변 저항 발 모션 장치와 기능적 자기 공명 영상(functional magnetic resonance imaging)에 사용하기 위한 프로토콜이 제시됩니다.

발 마비 환자의 기능적 자기 공명 영상 평가를 위한 발 유도 디지털 제어 저항 장치의 사용

이 논문은 원자 힘 현미경 (AFM)을 사용하여 microindentation을 통해 살아있는 세포의 기계적 특성을 특성화 할 수있는 프로토콜을 보여줍니다.

원자 힘 현미경을 사용하여 살아있는 세포의 기계적 특성을 측정

학습하세요 무릎 보철물의 관성 특성을 진동 및 반응 보드 기법으로 추정하는 방법을. 정확한 측정이 생체역학 모델의 정밀도를 높여 관절 하중을 감소시킵니다.

아래 - 무릎 보철물의 추정 관성 속성에 대한 진동 및 반응 보드 기술

더 많은 동영상 탐색