Summary
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。
Abstract
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。
Introduction
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。
Protocol
参加者
六一側性、下腿切断者（5人の男性、女性1、年齢= 46±16歳、質量は= 104.7±9.7キロ、高さ= 1.75±0.08メートル）は、この研究に参加した。ファイブ6の切断患者は、先天性骨疾患への他との外傷が原因の切断があった。すべての切断患者は補綴ソケットインタフェースと動的弾性応答義足（3カレッジパーク、2フレックスフィート、および1創世記II）のために、ロックピンタイプサスペンションシステムを使用していました。参加者募集は、少なくとも1年間下肢人工関節を完全に歩行可能に使用していたし、切断者に焦点を当て、その職業や日々の活動のいずれかで身体活動のある程度を維持していた。プロトコルは、大学の施設内倫理委員会によって承認され、インフォームドコンセントを参加前に、各参加者から入手した。
地上ウォーキングトライアル
3セグメント（もも、すね、足）、矢状面、逆動力学モデルは、股関節、膝関節、足首関節で得られた力とモーメントを推定するために使用した。完全な身体セグメントのセグメントの慣性プロパティはデレフ8からの回帰式に基づいて推定された。人工関節と断端の慣性特性を直接測定し、（下のステッププロトコルによる手順を参照）補綴シャンクと足の間に分布していた。反復測定による単一因子MANOVA、プロテーゼ慣性推定値、直接措置のいずれか、またはスタンスとスイング中のピークの得られた関節力及びモーメントに、無傷のセグメントの推定値を使用することの効果を決定するために使用した。結果として生じる関節反力とモーメントプロファイルは、すべての参加者の間で類似していたことを考えると、このアルゴリズムは、個々のピークquantitのそれぞれを識別するために、歩行周期内の特定のウィンドウに焦点を当てることは、MATLAB（Mathworks社、ナティック、マサチューセッツ州）で書かれていますIES（ 表2％の歩行周期を参照してください）。信頼区間のボンフェローニの調整は、従属変数の数に基づいて行った。有意差は、p <0.05であると考えられた。
振動と反応会システムの説明
プロテーゼの慣性特性を測定するために用い発振システムは、80/20アルミニウム、調整可能なインナーアルミニウムケージ、及び赤外線フォトセル（ 図1Aを参照）からなる外側のケージまたは支持構造を含む。内側のかごは、2つの低摩擦ベアリングを圧入通過軸と外側のかごから吊り下げられている。内側のかごを短縮することができ、異なるサイズの補綴物を収容又は約15センチメートル（6インチ）によって長くすること。また、内側のかごはまた、ケージ内にプロテーゼの確実な嵌合を確実にするために使用される2つの調節可能なプレートを有する。止めねじ付きプレートが使用される推計は単振動の方程式に基づいて行うことができるように、内側ケージの振動は振幅の5°未満を持っているようにD。光電池は、ケージがフォトセルの前を通過するように、各TTLパルスを記録するためにコンピュータ内のデータ収集カード上のカウンタに直接接続されている。 LabViewの仮想計測器（VI）のプログラムは、TTLパルスを収集し、処理するために使用されている。振動系（ 図1A）の内側のかごは、反応ボードシステム10 kgおよび感度が最も近い1グラム二ナイフ内側のかごをサポートするために使用されるエッジまでの範囲とスケールとの組み合わせで（ 図2）として使用され反応ボード測定中。膝下プロテーゼの慣性特性を定量化するための技術は、主に3つのステップが必要です。1）発振、反応理事プロトコルを推定する人工慣性のため2）数学の方程式、および3）足とシャンクワンセグに人工慣性の配布メンツ。
振動の周期を測定するために使用される発振ラックの図1 A）画像。 、補綴物が固定された内側のかごのような静止したままタイミングBに使用される光電池の前方に前後に振動）の振動軸のクローズアップビュー外側支持構造体が存在することに気づくことも示してい調整可能なエンドプレートを説明するための光電池と内側保持器の遠位端の5°未満に振動振幅を設定するために使用止めねじ。C）クローズアップ図である。我々は薄いアルミニウムを使用し、構造体の強度を犠牲にすることなく、余分なアルミニウムを除去し、内側保持器の重量を軽減することに注意してください。
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図2質量系の中心を推定するために用いられる反応ボードのセットアップを示す振動系の外側の支持構造体から除去さ調節可能なアルミニウムフレーム（ すなわち 、内側のかご）の反応ボードの回路図は 、2つの軸（別名、ナイフエッジ注）内側のかごを支持するために使用される;ケージやその他の（近位）の左側（先端）エッジで1スケールの上に位置している。これら二つの支持軸間の距離は、反応基板の長さを表す。振動軸はページから来ています。
1。慣性測定プロトコル
- 最初は、切断者は回転（COR）の膝の中心が特定されるように人は膝の屈曲伸展の一連のアクションを実行できるように、義足が快適に座席を持ち上げることができ、椅子に座っている。
- 膝CORが識別されると（それは小さなパイを配置すると便利であり得るCORでのテープのCE）は、切断者のスタンドを持っているし、次のように測定します。
- 膝CORに対する人工関節の上（リップ）からの距離を測定します。膝のCORは、この値が負の値として記録されるべきプロテーゼの唇に劣って座っている場合。
- 膝と足首COR COR間の距離を測定します。足首のCORは、無傷の足首と同じような位置であると仮定される。
- 補綴物とその下のスリーブが削除されて柔軟な巻尺を使用して断端のいくつかの測定を行う。直円錐6,21の錐台として残留手足をモデル化し、1.1グラム∙cm -3の13の均一な組織密度を仮定に基づいて断端の慣性特性を推定するために、これらの測定値を使用してください。
- 残留四肢の近位円周を測定します。この円周は、膝関節に近い最大の周り（<として測定されるべきであるEM>例えば、通常、膝関節から約2指幅）。
- 断端の先端円周を測定します。この円周は断端の先端に、最後の骨の隆起で測定する必要があります。
- 断端の最先端の態様と腓骨頭から離れるように断端の長さを測定します。
- 車軸を削除することにより、発振ラックから内側のケージを取り外します。切断者のライナーと切断者は現在、人工関節のソケット内で使用しているすべてのプライを置く。そして、しっかりと内側の発振ケージ（ 図1）内で、まだ上の靴でプロテーゼを配置します。このシステムでは、2つの調整可能なプレートを水平にスライドさせて所定の位置に締め付けたときに、ケージ内のプロテーゼの上部を固定する。人工関節の足のためにケージの遠位プレート上に固定するためにベルクロストラップを使用しています。
- 発振ラック内の内側のケージを再配置します。 SECU車軸Reおよび内側のケージの吊りアームが5°未満に振動の角度を設定します止めねじと整列していることを確認します。
- 内側のケージの中に位置して人工関節を持つ3つの振動試験を収集します。振動の周期は、自重内側ケージ揺動すると、ワン完全な振動を完了するために取り、重力のみの影響を受ける時間を表す。発振トライアルを開始するには、それが止めネジに当たるまでバックインナーケージを引いて止めネジと内側のケージの間にスペースが表示されるまで前方に移動します。各試行のための振動の1サイクルの平均時間を記録します。
- 反応ボードの測定に移行する前は、まだデジタルノギスや柔軟な測定テープを使用してラックに固定し人工関節内側ケージの以下の寸法を測定し、記録します。これらの措置は、ステップ1.9に補綴物を除去する際に、内側のケージの設定が変更された場合に使用され、また、システムの慣性特性の推定時に。これらの測定は、水平方向に位置する内側のケージと取るが容易であり、反応ボード·テストのためのナイフエッジ上に載っている。
- トップ調節可能なプレートとインナーケージの上部に固定された横材間の距離を測定します。
- 下の調整可能なプレートとインナーケージの上部に固定された横材間の距離を測定します。
- 下の調整可能なプレートとインナーケージの底部に固定クロスメンバー間の距離を測定します。
- 反応板の長さを測定。これは、反応基板試験中に担体として使用される2つのナイフエッジの位置の間の距離である。
- 反応ボードのセットアップ内のラックや義足を配置します。スケールは、この時点でゼロを読み取っていることを確認してください。スケール上のインナーケージの一方の端を置き、私の一番下にナイフエッジを配置nnerケージ2ナイフエッジと内側のケージの間に作成全く緊張が存在しないようにレベルです。スケールエンド数回持ち上げ、スケールダウンの上に戻って配置します。スケールから一貫性のある読み取りが達成されると、この値を記録する。
- 内側のケージからプロテーゼを取り出します。トップおよび/またはボトムプレートがプロテーゼを除去するために移動する必要があった場合は、ステップ1.7で測定された寸法を使用して元の位置にプレートを返す。ケージの大きさは、彼らがケージに補綴物と一緒にいた何をしたら、ちょうどケージのための読書の反応板を記録するためにステップ1.8を繰り返します。
- 義肢から靴を取り出して、靴のない補綴物の質量が続く靴の質量を測定する。
- 人工関節のいくつかの測定を行う。
- 足首のCORと足の足底表面との距離を測定します。
- 靴なしで義足の長さを測定。
- Pに戻って靴を置くrosthesisと靴底に足首CORからの距離と上の靴と足の長さを測定します。
- 反射テープと黒のコーナーはフォトセルに最も近いことを確認して発振ラック内の内側のケージを再配置します。軸を固定し、内側のケージの吊りアームが5°未満に振動の角度を設定します止めねじと整列していることを確認します。今回は各試行の最初の振動周期が記録されます10の振動試験を、収集しています。注：我々は唯一のインナーケージが補綴物なしで単体で発振される第1の発振期間を使用する理由についての説明は、付録Aを参照してください。
推定人工慣性のための2。数学の方程式
- 以下の式を用いて無傷のセグメントの慣性特性を推定する前に補綴の換算質量を考慮して、体重を調節する。
ABMは、調整後の身体の質量である、M プロのプロテーゼを装着したまま、肉骨粉は、測定ボディマスあるプロテーゼの質量であり、Mの残留は、断端（切断後に残る膝下解剖学的構造）の質量であり、 C（男性用0.057;女性は0.061）は、ABMの割合がそのままシャンクと足8によって説明される。
- ABMとそれぞれのセグメント長8に基づいて義足の完全な足と太も もの大腿部、シャンクと足の慣性特性を推定する。
- マスの位置の人工関節センターは、第1の基準軸（ 図2）と比較して表される。
のCM pros_ax =（Lrxn *（R プロ+フレーム - R フレーム ））/ M のプロ （2）
Lrxnは、支持点間の距離を表し、R +プロフレームは、スケールの読みを表す一緒に人工器官アルミフレームについて、R フレームは、フレームのみスケールの読み取りを表し、m プロフェッショナルはプロテーゼの質量を表す。 - 振動と基準軸（Losc_ref）との間の距離に基づいて、プロテーゼの位置の質量中心は、揺動軸に対して表される。
のCM pros_osc = Losc_ref - CM pros_ax（3）
これは、この揺動軸にプロテーゼの相対的な慣性モーメントのその後の計算で必要とされる。 - 最後に、質量中心の位置は、揺動軸とトップ調節可能なエンドプレート（d_plate）との間の距離に基づいて、補綴ソケットの近位端に対して表される。
のCM pros_prox =のCM pros_osc - d_plate（4） - 各条件（単独ケージとケージ+人工器官）のために慣性モーメントを計算します。
977eq5.jpg "/>（5）
ここで、I 軸が揺動軸に対して慣性モーメントであり、τ一発振の平均周期であり、mは、システムの質量、gは重力加速度であり、dは、揺動軸との間の距離であるシステムの質量中心。揺動軸に補綴物の相対的な慣性モーメントは、私が一人でケージ用軸と私はケージプラス補綴物のために軸との間の差として計算されます。平行軸の定理は、その後、膝関節を通る横軸の周りのプロテーゼの慣性モーメントを発現するために使用される。 - 質量の位置合わせ中心を通る横軸の周り系の慣性モーメントを発現し、合わせた質量を決定するために、残存肢とプロテーゼの慣性特性を組み合わせる膝質量の相対位置の中心と平行な軸線の定理を用いて。
3。配布足とシャンクのセグメントに人工関節慣性
足に人工関節と断端の慣性特性を配布するには（義足のみ）とシャンクセグメントは逆動力学モデリングセグメント慣性特性のため（補綴ソケット、パイロン、残留四肢）が解体人工関節からのデータに基づいて決定した。解体義足の総質量は1.406キロと0.72キロの足の質量の（パイロン質量を含む）ソケット塊で、2.126キロだった。このため、総補綴物の質量の66％は補綴ソケットに配分され、34％が足に配分した。感度分析は、これは膝関節約プロテーゼの慣性の推定モーメントに持っていたどのような影響を与えるかを決定するために実施した。この分析は、マッテスらから人工膝関節下の6の慣性特性の実験的測定に基づいていた。21（データは著者との個人的な通信を介して入手した）。際に賛否断定的なシャンクと足質量がデレフに基づいて8（フィート= 24％、総補綴物の質量のシャンク= 76％）を決定した、膝関節についての人工関節の慣性合計モーメントは、実際に比べて約5％過小評価されました実験値は、発振技術を用いて推定した。解体足用プロテーゼ（34％）とシャンク（66％）の質量に基づいて、百分率を用いて、膝関節回りの慣性モーメントの合計は、実験測定値と比較して約2％過大評価された。
- 義足（34％）、ソケット（66％）解体義足の測定値に基づいてセグメント間の人工関節の質量を配布します。
- 義足のCOMの位置はそのまま足8の回帰式に基づいて決定された。このステップは、感度の結果に基づいていたミラー25とCzerniecki ら 24から分析しています。ミラー25は KNEで生じた関節モーメントを推定E使用する：a）直接の補綴物の慣性特性の測定、およびB）をそのままシャンクと足回帰式から推定補綴物の慣性プロパティを使用して。 2種類の方法のためにと2科目のための膝モーメントプロファイル間の平均差は約3 N·mであった。大きさにおけるこの差は、平均立脚時のピーク膝モーメントの2％未満であった。 Czerniecki ら 24のCOMの位置を決定するために、複数の膝下補綴物やナイフエッジでバランスのとれた義足を解体。それらは無傷の足の回帰式に基づいて推定し、これらの結果を比較すると、それらは2つの推定値の間にはほとんど違いがあることがわかった。
- そのCOMはステップ1から無傷足と推定足の質量のためレフの8回帰デ使用して決定されるが、横軸を中心と義足のMOI。足のMOIも膝関節資料を使に対して表されているG平行軸の定理。
（6） 
（7） - （;残存肢の慣性特性を含まないCMpros_limb）、反応基板技術、および補綴の割り当てられたCOM位置で得られた補綴ソケット（CMpros_sock）のCOM位置は、全体の補綴用COM位置の推定値を組み合わせることによって決定したステップ3.2からの膝関節（CMpros_ft）へ足を基準。 CMpros_sockは、膝と足首の間の直線上に存在するように制約され、のように決定した。
（8） - 軸を中心に義足のMOI膝関節だけ補綴ソケットのMOIを決定するために、膝関節（Iknee_limb）約全体義足のMOIのための実験的な測定値から差し引いたものの膝関節（Iknee_sock）について。平行軸の定理は、そのCOM（Icm_sock）を介して軸回りの補綴ソケットのMOIを発現するために適用した。
（9） 
（10） - 断端（切断後に膝の下に残っている解剖学的構造）の慣性特性は逆動力学モデルでの補綴側のシャンクセグメントの慣性プロパティとして使用された人工器官シャンクの慣性特性と合わせた。
（11） 
（12） 
（13） 
（14） 
（6） 
（7） 
（8） 
（9） 
（10） 
（11） 
（12） 
（13） 
（14） 
Representative Results
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。
| テーマ | インタクト*質量（kg） | マス†長所（キログラム） | EST。質量差（キログラム） | ‡Iknee そのまま （キロ·メートル2） | Iknee 長所 （キロ·メートル2） | 膝関節下の無傷のCM（M） | 膝関節以下の長所のCM（M） |
| A | 6.03 | 4.27 | 1.76 | 0.604 | 0.325 | 0.268 | 0.215 |
| B | 6.07 | 3.39 | 2.68 | 0.400 | 0.196 | 0.215 | 0.177 |
| C言語 | 5.80 | 3.12 | 2.68 | 0.575 | 0.194 | 0.264 | 0.198 |
| D | 5.72 | 3.17 | 2.55 | 0.559 | 0.317 | 0.265 | 0.191 |
| E | 7.14 | 4.65 | 2.49 | 0.742 | 0.325 | 0.276 | 0.200 |
| F | 6.23 | 4.22 | 2.01 | 0.585 | 0.287 | 0.260 | 0.192 |
| ±STDを意味する | 6.17±0.51 | 3.80±0.66 | 2.36±0.38 | 0.578±0.109 | 0.274±0.063 | 0.258＆＃177; 0.022 | 0.196±0.013 |
*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
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。 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。
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。
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 <0.05に有意であると考え。
Discussion
振動と反応ボード技術は膝下補綴物の慣性特性を推定するために提示した。このシステムは、検証され、既知の幾何学的な固体（付録A）の慣性特性を推定する際、信頼性であることが示された。 a）は、直接測定することによって振動し、反応基板技術を用いて、およびb）無傷の手足用に作成された標準的な予測式を使用して：片側、下腿切断者のグループのプロテーゼの肢の慣性特性は2つの方法で評価した。義足のために生じた慣性特性の推定には、二つのアプローチのために、実質的に異なっていた。慣性特性の差は大きい差異がスイング中に観察されると、歩行時の関節動態の有意に異なる推定値をもたらした。
共同動態に有意な差は二つの異なる慣性パラメータ推定を用いて、スタンス中に発生したが、これらの違いは、Sだったモールこれらの違いのため、スイングの際に観察された差異と比較して、効果の大きさを考慮した場合。人間の動きのほとんどの研究では、スタンス中にこれらの統計的に有意な差は、研究中の成果への影響がない場合があります。地面の反力が、歩行の立脚相中の下肢関節の全体的なモーメントの大きさに大きな影響を与える。17-19両方のモデルの慣性パラメータに有意差があったとしても、これらの違いは、重要性を克服するのに十分ではなかったスタンス時の関節モーメント生産に地面反力の貢献。ミラー25は、以前補綴側の慣性特性は、実行中の立脚相中に下肢の関節動態の大きさにほとんど影響を及ぼさなかったことが示唆された。プロを変更しかし、ミラー25は考慮に質量と四肢の質量位置の中心の違いを取った逆動力学モデルのsthetic手足の慣性プロパティ。慣性モーメントの違いは、モデルでは考慮されませんでしたが、慣性モーメントが2倍または半分になった場合でも、それは可能性の関節モーメントの大きさにほとんど影響を及ぼさないことが示唆された。運動方程式におけるIαの項は、実行中の立脚相中に任意の時点で、全体の関節モーメントの3％未満を占めた。絶対的には、我々の研究のためのモーメントマグニチュードで最大の変化は、平均的な大きさの増加が約2 N·mであった歩行周期の11パーセント〜を股関節の瞬間で観察された。これは、約ランニングの立脚相中にミラー25で観察した大きさの増加の半分だった。ミラーのものと組み合わせて我々の結果は、慣性モーメントなどの人工関節の慣性直接的対策は、stanc時の股関節と膝の関節モーメントの大きさにわずか又は無視できる効果があることを示唆しているウォーキングやランニングのE段階。
歩行の遊脚相に関しては、慣性モデルの選択は、下肢の関節動態の大きさに大きな影響を持っています。スイング中、このような姿勢時の床反力として大きな外力が存在しない。手足の動きは、システム内の慣性とセグメント間の相互作用にはるかに依存しています。これは、二つの異なる慣性モデルは、逆動力学解析に用いた場合に観察関節運動の大きさの大きな変化によって反映された。スイング中の義肢をモデル化するために無傷の解剖学に基づいた回帰式を用いて、より大きな筋肉の努力は、プロテーゼの実測慣性特性を用いた場合よりも、必要とされたことを示唆した。
直接膝下プロテーゼの慣性特性を測定するために、この論文に記載された技術には、いくつかの制限があります。私たちは、方法Aを記載しているNDはサジタル面のために脚の慣性特性測定を分析した。このシステムへの改良は、慣性モーメント主要な3つ全てを測定できるように三つの異なる軸から吊り下げることができ、内側カゴ型構造を作成することを含む。また、反応基板技術は、大量の人工関節の中心の三次元位置を測定するためにすべての3つのプレーンを使用することができる。残存肢質量の推定値はわずかにより正確に作ることができる別の改善は、均一な組織の密度でありながら、残留肢がその体積を推定するために、水のシリンダー内で懸濁さCzernieckiら24によって記載されるように、体積評価を使用することであろう手足の質量を推定するために適用される。代わりに、補綴ソケットと足の間の総質量プロテーゼを配信すると想定割合を使用する各成分がweigheとなるように加えて、各プロテーゼは足首でdisarticulatedすることができる独立してDを我々の技術の他の制限は、実験期間中にいくつかの追加の時間を必要としないことである。一般的に、直接プロテーゼ慣性を測定するために我々の技術を使用して可能性が高いデータ収集セッションのために必要な総時間は30分を追加します。
なぜなら完全な四肢慣性特性の膝義肢以下のような単純な割合の慣性特性を推定するための決定的な勧告を開発した類似の設計（ すなわち 、ロックピン懸濁液および動的な弾性応答補綴フィート）と膝下補綴物の私たちの小さなサンプルのには問題がある。それにもかかわらず、他の研究20,21,23から膝下補綴物のための慣性推定値と今回の結果を組み合わせ、完全な手足の推定値を慣性これらの結果を比較して、いくつかの一貫した傾向が明 らかとなる。そのまま手足に比べて、人工側の質量は一貫して百分の30から40以下であり、COMの場所25〜35％のCである膝関節、およびMOIの敗者は、膝関節を通る横方向軸から約50〜60％以下である。
結論として、膝下プロテーゼの慣性特性をモデル化するためにそのままシャンクと足の回帰式を使用すると、スイング中の関節運動の推定値の大きさに影響を与えますが、スタンス中にこれらの大きさにわずかなまたは最小限の影響を持つことになります。このため、研究者は補綴側をモデル化するために完全な四肢の慣性プロパティを使用して歩行の立脚相だけに着目するために可能性調査の結論を変えることはありません。しかし、遊脚相動力学に興味のある人のために、人工関節の慣性特性の直接的な対策は義足スイングの真のダイナミクスを偽っ避けるために考慮されるべきである。
付録A
質量推定の慣性とセンターモーメントの信頼性と妥当性
信頼性とvaliditを評価するために、慣性および質量中心の位置のプロテーゼモーメントの我々の実験測定のYは2つの単純な実験を行った。最初の実験では、4つのオブジェクトの位置の質量慣性モーメントは、中心の3つの別々の実験的試験で評価した。 4つのオブジェクトは次のとおりだった：治療木材（質量= 2.8キロ）、未処理の木材の2）9×9×64センチのブロック（質量= 2.5キロ）、3）7×9×65の1）9×9 X 61センチメートルのブロックCMの未処理木材（質量= 1.8キロ）と、直径8cm〜9センチメートル（質量= 0.8キロ）の外径と内側塩ビ管の4）長さ61cmピースのブロック。振動技術12は、その質量中心を通る横方向軸の周りの慣性モーメントの各オブジェクトを推定するために使用した。オブジェクトが固定軸を中心に振動する場合には、対象物の振動の周期（τ）は、その固定軸回りの慣性物体の瞬間に比例します。振動振幅が中立位置に対して5°未満であり、場合物体の慣性モーメントは、単純な振り子の動きに基づいて推定することができる。
（A.1）
Iは、揺動軸に対して慣性モーメント軸ここで、mは、システムの質量、gは重力による加速度であり、dは、揺動軸とシステムの質量中心間の距離である。
反応基板技術は、質量場所の各オブジェクトの中心を推定するために使用した。静的平衡を仮定した（Σ モーメント = 0）および物体の重量、フレームの重量及び反力により製造モーメントが固定された基準軸を中心に合計した。慣性及び各物体の質量中心の位置のモーメントも推定単純な幾何学的方程式に基づいていた。我々の実験の措置は、これらの幾何学的estimatioと比較した妥当性を評価するためのNS。質量の位置および慣性モーメントの中心のための我々の推定値の信頼性は、単一の要因一般線形モデルのANOVAは、3回の試験を反映した3反復測定で、（COM推定用とMOI推定のためのもの）を二つ使用して評価した。内相関係数（ICCは）も、当社推定の再現性を決定するために計算された。
第二の実験では、振動の私達の期間（τ）測定の信頼性を評価した。 τは（質量= 2.8キロ、寸法= 9×9 X 61センチ）アルミフレームに固定し、両方から吊り下げ振動軸と木製ブロックと10個の連続試行から吊り下げられた唯一のアルミフレームと10の連続した試験のために測定した揺動軸。各試験中、τは、出力電圧に変化反射光強度に基づいて、光電池を用いて10個の連続振動を測定した。 τのための私たちの測定の信頼性があった10反復測定で、4、単一の要因一般的な線形モデルANOVAをを使用してssessed。二つ（フレームのみ試験用とフレーム+ブロック試験のための1）分散分析をτは連続した振動（要因が与えられた裁判の中の振動の連続した期間となるように、 すなわちデータ行列が設定した）との間で異なっていたかどうかを決定するために使用された。要因は、連続した試験であり、さらに2つの分散分析をτは、連続する試行間で異なっていたかどうかを決定するために使用されたように、データ行列は、90°回転させた。内相関係数（ICCは）も我々の測定の再現性を決定するために計算された。
実験1の結果 - 四つ
質量中心（I_obj_cm）を介して、横軸の周りの慣性各オブジェクトのモーメントは一貫して、各objectRに基づく推定と比較して、（木製のブロックのための〜5％と塩ビ管用〜12％）過大評価されました17、S質量と幾何学（アイズ）（ 表3）。私たちの推計は、しかし、非常に信頼性の高いました。慣性の平均モーメントに差がなかった（F 2,6 = 0.154で、pは= 0.861）3試験全体の4つのオブジェクトのために。また、ICCは試練を横切っ慣性モーメント推定の我々は、（ICC = 1.00で）高度に反復可能であることを明らかにした。推計は、慣性、オブジェクトの瞬間を過大評価する傾向があったものの、このように、幾何学的な推計に比べて私たちの推定は信頼性があった。
反応基板技術を用いて大量位置推定の我々の中心は、均一な密度と幾何学的モデルを仮定に基づいて、推定値と一致した。差異は1％未満であった。マスの位置の平均中央には差がなかった（F 2,6 = 1.126で、pは= 0.384）3試験全体の4つのオブジェクトのために。また、ICCはは試験全体で質量推定の私達の中心は、高い再現性（ICC> 0.99）であることを明らかにした。このように、質量推定の当センターは、有効で信頼性の高いました。
表3各物体の質量や形状に基づいて推計に比べ慣性と4のオブジェクトの塊の場所の中心のモーメントの私達の実験的推定。 表の拡大図を取得するには、ここをクリックしてください。変数の定義：のmframe =質量アルミフレーム;はMObject =物体の質量; t_frame =フレームのみの振動の周期;振動の周期は、10の連続した振動の平均値として3回の連続した試行間で決定した。 T_OBJECT =フレームの振動の周期と一緒にオブジェクト。 t_frameと同じ決定。揺動軸に対するフレームのI_Frame_osc = I;揺動軸にフレームを加えた物体のI_Frame_obj_osc = I;振動軸に対する物体のI_obj_osc = I;大量のオブジェクトの中心を通る軸を中心にオブジェクトのI_obj_cm = I;次の幾何学的な予測式を使用して、オブジェクトのCMについての私のIZは=理論的予測：
PVC： 
; Rが外半径であり、rが内半径であり、hは、長さがあった場所
ウッド： 
; aは長さ、bは幅である幾何CMの位置は、物体の長さの50％と予測された。
実験2の結果 - 振動の周期（τ）の評価
単独のアルミフレームは、（F 9,81 = 123.25、P <0.001）振動軸から吊り下げと振ら、τは一貫して体系的に減少した場合には最初の10オシレーター以上全10の振動試験では約6ミリ秒（;左パネル図5）によってlations。フレームのみを振動したときに、臨床試験を横切って、発振の平均周期はまた、有意に（p <0.001 F 9,81 = 13.97）が異なることがわかった。しかし、ICCは、指定された裁判の中最初の10振動以上のτにおける体系的な減少は（ICC = 0.99）、反復可能であることを明らかにした。フレームと木製ブロック（M = 2797グラム）を一緒に振られたとき、τは最初の10振動と共に変化しなかった（F 9,81 = 3.031、P = 0.116）および10の連続した試験全体の平均値τは有意差は認められなかった（ F 9,81 = 3.533、P = 0.093）（ 図5、右パネル）。フレーム用のICCプラスオブジェクト試験は与えられたトライアルτ内で振動から発振（ICC = 0.17）に繰り返し可能ではないことを示唆している。これらのデータは、フレームのみの試行τは良くトライ一連挟んで第1の振動の平均値として推定されていることを示唆している ALSと膝下補綴物と同様の特性を持つオブジェクトを振動させたとき、τは連続した振動を横断し、試行回数にわたる平均としてより推定されている。
（A）アルミフレームのみと（B）のフレームと木製ブロック（ブロック質量= 2.8キロ、ブロック寸法= 9×9 X 61 CM）を測定し、振動の図5の期間は各パネルには、最初の10と10の別々の試験を示しています表示された各試験の振動。振動軸（左パネル）から吊り下げフレームのみで、τは体系的に最初の10振動とともに減少。木製のブロックがフレームに追加されたときただし、τは体系的に最初の10振動（右パネル）にわたって変化しませんでした。
振動の周期に慣性モーメントの感度
T ">実験1の結果は、慣性物体の瞬間の私達の推定が一貫して過大評価されていることを提案し、実験2の結果は、フレームのτは最初の10振動とともに減少、我々は定量化するための最良の方法を決定するために、感度分析を行ったことを示唆しているのでフレームのみ試験およびフレームプラスオブジェクトの試験（ 表4）のためのττは、物体の慣性モーメントに正比例する。：
（A.2）
Iは、揺動軸に対して慣性モーメント軸ここで、mは、システムの質量、gは重力による加速度であり、dは、揺動軸とシステムの質量中心間の距離である。 τが減少した場合M、G、Dが与えられた裁判の中の定数であるので、そのためには、私は、Axisん。我々は推定以来などの物体の慣性モーメントを嵌合する。
私は、objは =私は+フレームをobj - RAME（A.3）場合
フレーム（I フレーム ）の慣性モーメントを過小評価することは、実験1での私たちの推計と一致しているオブジェクト（私はOBJ）、慣性推定値の大きなモーメントを発生します。のみフレームの両方のために、実験1から6を表示しτを図トライアル·最軽量のオブジェクトと最も重いオブジェクトのフレームプラスオブジェクト予選。この図は、（人工膝関節下の例 ）重いのオブジェクトの最初の10振動以上のτには明らかな減少がありませんが、軽いオブジェクトに対してτのわずかな体系的な減少があることを示している。
表4の比較振動の周期を決定するための4つの方法。この分析に使用されるオブジェクトは、処理された木材の9×9 X 61センチメートルのブロックであった。条件Cは、オブジェクトの質量と形状に基づいて、代替理論的推定に比べ慣性物体のモーメントの最良の推定値が得られた。 表の拡大図を取得するには、ここをクリックしてください。注：変数の定義は、 表3と同じである条件：t_frameとT_OBJECTは3試験全体の10連続した振動の振動の平均期間として計算した条件B：t_frameとT_OBJECTは、3つの別々の試験の間で振動の最初の期間の平均として計算された条件C：t_frameは次のように決定された条件Bにおいて; T_OBJECTは条件Aの条件Dのように決定した。t_frameはのように決定した条件A; T_OBJECTは条件Bのように決定した
図6。最も重い軽量のオブジェクトの振動の周期。左のパネルは、フレームのみ3試験の振動の最初の10周期を表示し、右のパネルは、フレームに加え、オブジェクト試験のために同じことを表示する。実験2と同様に、フレームのみを発振される第10振動以上のτにおける体系的な減少がある。重い物体が（M = 2.797キロ）振動させたときは、τには体系的な減少はみられなかった。ライトオブジェクト（M = 0.716キロ）を振動させたときただし、τのわずかな減少が観察された。典型的な膝下プロテーゼ質量は、1.2〜2.1キロ20,21の範囲であると報告されている。このように、でも最軽量の人工装具のため、τはいけない最初の10の振動に対する実質的な減少を示す。
結論
単独でアルミフレームを振動させたときに、振動の周期は、10振動試験の第一の発振の平均として決定される。アルミニウムフレームおよびプロテーゼが振動するとき、振動の周期は、30振動（3試験、各試行内の10個の連続発振）の平均値として決定される。
Disclosures
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。
Acknowledgments
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。
Materials
| Name | Company | Catalog Number | Comments |
| Oscillation Rack & Reaction Board | Custom Built | Outer cage made from 80/20 aluminum, inner cage from various thicknesses of solid of aluminum. | |
| Laboratory scale | |||
| NI LabView | National Instruments | Software for recording TTL pulses from infrared photocell. | |
| BNC-1050 | National Instruments | BNC Breakout box with direct pin connections to the data acquisition card. | |
| MATLAB | Mathworks Inc. | Software for processing oscillation and reaction board data to predict inertial properties of prosthesis. |
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