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/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Investigation+of+the+inertial+properties+of+the+human+body.">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. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=.">.</a> 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/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Space+requirements+of+the+seated+operator.">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/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Regression+equations+to+predict+segmental+moments+of+inertia+from+anthropometric+measurements:+an+extension+of+the+data+of+Chandler+et.">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/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Adjustments+to+the+segment+center+of+mass+proportions+of+Clauser+et+al.">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/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=A+mathematical+model+of+the+human+body+Amrl-Tr-64-102.">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/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=A+mathematical+model+for+the+computational+determination+of+parameter+values+of+anthropomorphic+segments.">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/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Adjustments+to+Zatsiorsky-Seluyanov's+segment+inertia+parameters.">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/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Analysis+of+body+segment+parameter+differences+between+four+human+populations+and+the+estimation+errors+of+four+popular+mathematical+models.">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/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=The+measurement+of+body+segment+inertial+parameters+using+dual+energy+X-ray+absorptiometry.">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/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Estimation+of+the+biomechanical+properties+of+three+body+types+using+a+photogrammetric+method.">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/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=The+use+of+magnetic+resonance+imaging+for+measuring+segment+inertial+properties.">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/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Estimating+segment+inertial+properties:+comparison+of+magnetic+resonance+imaging+with+existing+methods.">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/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=The+mass+and+inertia+characteristics+of+the+main+segments+of+the+human+body.">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/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Biomechanics+IX-B.">Biomechanics IX-B.</a> Human Kinetics. , (1985).</li><li>Challis, J. H. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Precision+of+the+Estimation+of+Human+Limb+Inertial+Parameters.">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/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Accuracy+of+Human+Limb+Moment+of+Inertia+Estimations+and+Their+Influence+on+Resultant+Joint+Moments.">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/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Quantification+of+the+uncertainties+in+resultant+joint+moments+computed+in+a+dynamic+activity.">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/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Segment-interaction+analysis+of+the+stance+limb+in+sprint+running.">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/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=The+effects+of+added+prosthetic+mass+on+physiologic+responses+and+stride+frequency+during+multiple+speeds+of+walking+in+persons+with+transtibial+amputation.">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/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Walking+symmetry+and+energy+cost+in+persons+with+unilateral+transtibial+amputations:+matching+prosthetic+and+intact+limb+inertial+properties.">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/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Short+and+longer+term+changes+in+amputee+walking+patterns+due+to+increased+prosthesis+inertia.">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/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Effects+of+prosthetic+mass+distribution+on+metabolic+costs+and+walking+symmetry.">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/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Joint+moment+and+muscle+power+output+characteristics+of+below+knee+amputees+during+running:+the+influence+of+energy+storing+prosthetic+feet.">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/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Resultant+lower+extremity+joint+moments+in+below-knee+amputees+during+running+stance.">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/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Gait+patterns+in+transtibial+amputee+fallers+vs.+non-fallers:+Biomechanical+differences+during+level+walking.">Gait patterns in transtibial amputee fallers vs. non-fallers: Biomechanical differences during level walking.</a> Gait &amp; Posture. 29, 415-420 (2009).</li><li>Royer, T., Koenig, M. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Joint+loading+and+bone+mineral+density+in+persons+with+unilateral,+trans-tibial+amputation.">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/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&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.">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/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Kinematic+and+kinetic+gait+analysis+in+the+sagittal+plane+of+trans-femoral+amputees+before+and+after+special+gait+re-education.">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/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Kinematic+and+kinetic+variations+of+below-knee+amputee+gait.">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/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Biomechanical+adaptations+of+transtibial+amputee+sprinting+in+athletes+using+dedicated+prostheses.">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/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Kinetic+patterns+during+stair+ascent+in+patients+with+transtibial+amputations+using+three+different+prostheses.">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 border="0" cellpadding="0" cellspacing="0">
	<tbody>
		<tr height="105">
			<td height="105" style="height:105px;width:216px;">Oscillation Rack &#38; Reaction Board</td>
			<td style="width:144px;">Custom Built</td>
			<td style="width:119px;"></td>
			<td style="width:167px;">Outer cage made from 80/20 aluminum, inner cage from various thicknesses of solid of aluminum.</td>
		</tr>
		<tr height="21">
			<td height="21" style="height:21px;width:216px;">Laboratory scale</td>
			<td style="width:144px;"></td>
			<td style="width:119px;"></td>
			<td style="width:167px;"></td>
		</tr>
		<tr height="63">
			<td height="63" style="height:63px;width:216px;">NI LabView</td>
			<td style="width:144px;">National Instruments</td>
			<td style="width:119px;"></td>
			<td style="width:167px;">Software for recording TTL pulses from infrared photocell.</td>
		</tr>
		<tr height="84">
			<td height="84" style="height:84px;width:216px;">BNC-1050</td>
			<td style="width:144px;">National Instruments</td>
			<td style="width:119px;"></td>
			<td style="width:167px;">BNC Breakout box with direct pin connections to the data acquisition card</td>
		</tr>
		<tr height="105">
			<td height="105" style="height:105px;width:216px;">MATLAB</td>
			<td style="width:144px;">Mathworks Inc.</td>
			<td style="width:119px;"></td>
			<td style="width:167px;">Software for processing oscillation and reaction board data to predict inertial properties of prosthesis.</td>
		</tr>
	</tbody>
</table>

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.

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

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.

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

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 ...

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16.6K 조회수.  University of Northern Colorado.  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. 