http://dx.doi.org/10.9718/jber.2013.34.3.156 학술논문 동력계를이용한분절관성모멘트측정방법 손종상 김영호 연세대학교의공학부, 연세의료공학연구원 Methods for Measurement of Moment of Segmental Inertia Using a Dynamometer J. Son and Y. H. Kim Department of Biomedical Engineering and Institute of Medical Engineering, Yonsei University (Manuscript received 1 August 2013; revised 28 August 2013; accepted 10 September 2013) 156 Abstract: Moments of inertia of limb segments are essential to calculate parameters related to the segmental rotation. To analyze the human motion accurately and specifically, moments of inertia obtained from the individual are required. In this study, a simple method to determine a subject-specific moment of segmental inertia using a dynamometer is introduced. In order to evaluate the method, one male participated to test for his forearm plus hand on a commercial dynamometer. Three passive speeds, i.e. 240, 270, and 300 o /s, were chosen to confirm whether the moment of inertia values at each speed approach to a fixed value. The same procedure was repeated on the day after to evaluate whether the method is reproducible. As the results, there were no significant differences among the speeds and between the days. The value of the moment of the forearm inertia was 0.216 kg m 2 that is apparently higher compared to values by previous models. Nonetheless, it seems to be acceptable based on our body mass index analysis using reported subject height and mass in each previous study. According to our results, the developed method could be useful to determine the segmental moment of inertia of an individual, showing no significant differences among the speeds and between the days. Thus, we believe that our results are reliable according to two appropriate evaluation procedures. This finding would be helpful to calculate segmental rotation related parameters of an individual. Key words: Forearm, forward dynamics, inverse dynamics I. 서론 인체운동분석학에서링크분절모델 (link-segment model) 은인체를기계적으로서로연결된강체들로표현한것으로, 의학과스포츠과학분야에서다양한운동을이해하거나분석, 진단하는데적용되고있다. 인체운동을분석하는방법으로는역동역학 (inverse dynamics) 접근과순동역학 (forward Corresponding Author : Y. H. Kim Department of Biomedical Engineering and Institute of Medical Engineering, Yonsei University TEL: +82-33-760-2492 / FAX: +82-33-760-2806 E-mail: younghokim@yonsei.ac.kr 본연구는지식경제부와한국산업기술진흥원의지역산업기술개발사업 (70011192) 과지식경제부산업원천기술개발사업 (10032055) 으로지원된연구입니다. dynamics) 접근으로나눌수있다. 역동역학은링크분절모델을구성하는분절들의궤적과외력을이용하여두분절이연결된관절에서의내력과모멘트를계산하는접근법이고, 순동역학은관절에서의내력과모멘트를이용하여분절들의궤적과외력을계산하는접근법이다. 두가지접근법모두링크분절모델을구성하는분절의질량이나관성모멘트와같은인체측정자료 (anthropometric data) 를필요로한다. 특히, 인체운동의대부분은관절의회전운동을기반으로하므로분절의관성모멘트는인체운동을분석하는데매우필요한정보이다 [1,2]. Andrews 등 [3] 은역동역학접근시인체분절파라미터 (body segment parameter) 의변화가내력과모멘트에미치는영향을정량화하기위해민감도분석 (sensitivity analysis) 을수행하였다. 그들은질량과질량중심, 관성모멘트를인체분절파라미터로선정하였고, 각각
초깃값에서 ± 5% 의변화범위내에서 2차원역동역학을수행하여내력과모멘트의변화를비교하였다. 그결과내력은초깃값의약 7%, 모멘트는초깃값의약 12% 정도의변화를보였다. 이는인체분절파라미터의변화는내력과모멘트결과에상당한영향을줄수있음을의미한다. 많은연구자들은분절의관성모멘트를결정하기위한방법을제안해왔다. 그중가장보편적인방법은회귀식 (regression equation) 을이용하는것이다. 많은회귀식중에서사체 (cadaver) 를통해직접측정한관성파라미터 ( 질량이나질량중심, 관성모멘트등 ) 를이용하여선형회귀식을도출한 Dempster[4] 의회귀식이대표적이다. Dempster[4] 가제안한회귀식은일반적인목적으로사용하기엔쉽고유용하지만, 개개인의특성을반영하는데제한이있다. 심지어나이에따라서도관성파라미터는달라진다는보고가있다 [5]. 관성모멘트를결정하는방법으로운동방정식을이용한모델이소개되었다. Allum과 Young[1] 은완전히힘을뺀 (relaxed) 상태로하완에사인곡선진동 (sinusoidal oscillation) 을주는동안측정된최고점간 (peak to peak) 의힘과가속도를이용하여하완의관성모멘트를결정할수있는장비를개발하였다. 이방법으로결정된관성모멘트는 Dempster[4] 가제안한회귀식을통해계산된관성모멘트와유사하였다. Peyton[2] 은 Allum과 Young[1] 의방법보다더간단한진동장비를이용하여하완의관성모멘트를결정하였고, Dempster[4] 가제안한결과와일치하는것을보여주었다. Allum과 Young[1], Peyton[2] 의방법은쉽게개인특성을반영한관성모멘트를측정할수있음에도불구하고널리적용되지않았는데, 이는아마직접개발한장비를통해얻어진결과이기때문일것이다. 상용동력계 (dynamometer) 는기계적경첩관절 (hinge joint) 로해석할수있는인체관절에서발생되는토크를직접측정이가능하므로다양한분야에서활용되어왔다 [6,7]. 특히, 근육모델링분야에서는개인에게맞는근육파라미터 ( 예를들어, 근육길이나근육단면적등 ) 를조절해줌으로써, 개인마다다른근육특성을반영한개인맞춤형근골격모델이개발되고있다 [8,9]. 또한, 관절을지나는근육들이관절모멘트에기여하는정도를정량화하고, 운동시근육의개별적역할을이해하는연구들도진행되고있다 [10,11]. 개인맞춤형근골격모델의적용중하나로순동역학을들수있는데, 개별근육들로부터발생된관절모멘트 ( 합모멘트 ) 를계산하고결과적으로분절의궤적을예측하는것이다 [12,13]. 실제로거시적인회전운동을기술하는지배방정식은 2차미분방정식형태의운동방정식 (equation of motion) 이므로관성모멘트는합모멘트와각가속도를연결시켜준다. 즉, 순동역학접근으로인체운동을분석할때각가속도는합모멘트뿐만아니라관성모멘트에도의존하게된다. 이는동일한합 모멘트가주어진다고해도관성모멘트에의해각가속도는달라지고, 결과적으로분절의궤적이달리예측될수있다는것을의미한다. 따라서정확한순동역학분석을위해서는개인맞춤형근골격모델의개발만큼개인특성을반영한관성모멘트를찾아내는것이중요하다. 본연구에서는관절모멘트를측정하는데널리이용되는상용동력계를이용하여개인특성을반영한관성모멘트를결정하는방법을제안하고자한다. 운동방정식을적용하기위한간단한모델을소개하였고, 제안한모델로부터결정된하완의관성모멘트를선행연구결과와비교하여제안한모델을평가하였다. II. 연구방법 1. 관성모멘트를결정하기위한모델 대부분의상용동력계제품에서는하나의상용동력계제품으로도다양한관절에서의모멘트를쉽게측정할수있도록만든기구물을부가장치 (attachment) 라고한다. 측정하고자하는관절에해당하는부가장치를동력계축에부착한후, 피험자는부착된부가장치를통해관절모멘트를동력계축에전달하게되어관절모멘트를측정할수있게된다. 일반적인목적으로상용동력계를이용하는데있어서부가장치는필수적이기때문에, 원하는관절을구성하는원위분절 (distal segment) 의관성모멘트를구하는데부가장치의관성모멘트를구하는단계가선행되어야한다. 따라서본모델은분절의관성모멘트를결정하기위해네번의단계가필요하다. 1. 부가장치만부착한상태에서준정적수동운동 (quasistatic passive movement) 2. 부가장치만부착한상태에서빠른수동운동 3. 부가장치와분절을일체시킨상태에서준정적수동운동 4. 부가장치와분절을일체시킨상태에서빠른수동운동단계 1에서의준정적수동운동 ( 본연구에서는 1 o /s) 은각도에따라부가장치의질량에의해발생되는모멘트를측정하기위함이고, 단계 2에서의빠른수동운동 ( 본연구에서는 240 o /s와 270 o /s, 300 o /s) 은부가장치의각가속도를일정하게만들어주기위한목적이다. 비슷한원리로단계 3에서의준정적수동운동은각도에따라부가장치와분절의질량에의해발생되는모멘트를, 단계 4에서의빠른수동운동은부가장치와분절의각가속도를일정하게만들어주기위한목적이다. 만약부가장치와분절모두변하지않는질량중심에일정한질량이위치하고부가장치의축과관절축이일치한다고가정한다면, 위단계를경첩관절로모델링할수있다 ( 그림 1). 단계 1과 2(A) 에서시스템의운동방정식은다음과같다. 157
동력계를이용한분절관성모멘트측정방법 - 손종상 김영호 그림 1. 분절의관성모멘트를결정하기위한모델 (A) 동력계에부가장치만부착된상황, (B) 동력계에부가장치와분절을일체시킨상황 Fig. 1. A model to determine moments of segmental inertia of (A) the attachment only and (B) both the attachment and the segment 158 M = Iα M A m a gl a sinθ = I a α A m a 는부가장치의질량, g는중력가속도, l a 는부가장치의질량중심, θ는관절각도와연관된각도, M A 는단계 A에서측정된모멘트, I a 는부가장치의관성모멘트, α A 는단계 A 에서측정된각가속도이다. 같은방법으로단계 3과 4(B) 에서시스템의운동방정식은다음과같다. M = Iα M B (m a gl a sinθ + m s gl s sinθ)= (I a + I s )α A m s 는분절의질량, l s 는분절의질량중심, M B 는단계 B 에서측정된모멘트, I s 는분절의관성모멘트, α B 는단계 B 에서측정된각가속도이다. 만약 A와 B 단계에서측정된각가속도가 0이아니라면, 각단계에서의관성모멘트는다음과같이나타낼수있다. M A: I A m a gl a sinθ a = ---------------------------------- α A M B: ( + ) B ( m a gl a sinθ+ m s gl s sinθ) = ------------------------------------------------------------------ I a I s α B 여기서, m a gl a sinθ 항은단계 1에서얻어진값이고 M A 와 α A 는단계 2에서측정된값이므로, 부가장치의관성모멘트 (I a ) 는간단히결정된다. 같은방법으로 m a gl a sinθ + m s gl s sinθ 항은단계 3에서얻어진값이므로부가장치와분절의관성모멘트합 (I a + I s ) 을알수있고, 최종적으로분절의관성모멘트를쉽게결정할수있다. 일반적으로상용동력계는등속성운동에초점을두어각가속도가 0인운동을측정하는데유리하다. 그러나본연구에서사용한상용동력계 (Biodex System 3 Pro, Biodex Medical Systems, US) 는수동운동의각속도를최대 300 o /s까지허용하여빠른각속도로설정하는경우, 그각속도에도달하기위한거의일정한가속구간이발생한다 ( 그림 2). 반복실험을통하여각속도가 240 o /s 이상일때일정한가속구간이발생하는것을확인하였고, 그각속도를실험에적용하였다. 2. 평가방법본연구에서는비교적쉽고선행연구와비교하기에적합한하완의관성모멘트를결정하고평가하기위해건강한남성한명 ( 나이 : 28세, 질량 : 80.8 kg, 키 : 1.67 m) 이참여하였다. 실험전에실험방법이기술되어있는실험동의서를피험자에게설명하였고, 피험자에게사전동의를받은후실 그림 2. 각속도와각가속도, 음영상자는상대적으로등각가속도구간을의미함 Fig. 2. Angular speeds and accelerations, Grey-shaded box indicates relatively uniform angular acceleration period
험을진행하였다. Biodex 의자에앉은자세에서팔꿈치관절은완전히편상태 (0 o ) 에서 120 o 굽힌상태를관절가동범위 (range of motion) 로설정한후, 위에서설명한네단계를수행하였다. 각속도는 240 o /s와 270 o /s, 300 o /s를선정하였는데, 이는본연구에서제안한모델이다른각속도로설정했을때달리나오는각가속도에상관없이일정한관성모멘트값을구할수있을지확인하기위함이었다. 게다가본연구에서제안한방법의재현성 (reproducibility) 을평가하기위해측정한다음날 (D1) 같은방법으로실험을한번더반복하였다. 실험을하는동안모멘트와각도를 1000 Hz로획득하였고, 근육의능동점탄성효과 (active viscoelastic effect) 를피하기위해피험자에게최대한팔에힘을뺀상태로유지하라고요구하였다 [1]. 3. 통계분석세개의서로다른각속도로부터획득한관성모멘트값의차이가있는지를평가하기위해일원분산분석 (one-way ANOVA) 을수행하였다. 또한, 서로다른날측정한값의차이가있는지를평가하기위해반복측정분산분석 (repeated measure ANOVA) 을수행하였다. 모든통계분석은 IBM SPSS Statistics (Version 20, IBM, US) 내에서이루어졌고, 유의수준은 0.05로설정하였다. III. 결과 그림 3a는부가장치만부착한상태에서 240 o /s의빠른수동운동시측정된각도와각속도, 각가속도 (α A ) 신호를보여주고, 그림 3b는부가장치만부착한상태에서준정적수동운동시측정된모멘트 (Gravity effect, m a gl a sinθ) 와 240 o / s의빠른수동운동시측정된모멘트 (Measured, M A ), 순 수하완의관성에의한모멘트 (Acceleration effect, M A m a gl a sinθ) 를보여준다. 결과적으로순수하완의관성에의한모멘트를각가속도로나누어부가장치의관성모멘트 (I a ) 를결정하였다. 세개의서로다른각속도로부터획득한 I a 는 240 o /s 일때 0.209 ± 0.009 kg m 2, 그리고 270 o /s 일때 0.205 ± 0.008 kg m 2, 300 o /s일때 0.205 ± 0.003 kg m 2 으로 ( 표 1), 서로간의통계적으로유의한차이는없었다 ([F = 0.606; df = 2; p = 0.561]). D1에서도각속도에따른차이를볼수없었다 ([F = 0.878; df = 2; p = 0.441]). 반복측정분산분석결과도속도 ([F = 0.941; df = 2; p = 0.411]) 와일 ([F = 0.004; df = 1; p = 0.950]), 속도 * 일 ([F = 0.441; df = 2; p = 0.651]) 에서유의한차이가없음을보여주었다. 단계 3과 4에서도그림 3과같은방법으로부가장치와하완의관성모멘트합 (I a +I s ) 을결정할수있었다. 세개의서로다른각속도로부터획득한 I a +I s 는 240 o /s일때 0.424 ± 0.019 kg m 2, 그리고 270 o /s일때 0.425 ± 0.015 kg m 2, 300 o /s일때 0.418 ± 0.004 kg m 2 으로 ( 표 2), 서로간의통계적으로유의한차이는없었다 ([F = 0.314; df =2; p = 0.737]). D1에서도각속도에따른차이를볼수없었다 ([F = 0.239; df = 2; p = 0.791]). 반복측정분산분석결과에서도속도 ([F = 0.217; df =2; p = 0.808]) 와일 ([F = 0.001; df = 1; p = 0.982]), 속도 * 일 ([F = 0.325; df = 2; p = 0.727]) 에 표 1. 측정된부가장치의관성모멘트 Table 1. Measured moments of inertia of the attachment Angular speed ( o /s) Day 240 270 300 0 0.209 ± 0.009 0.204 ± 0.008 0.205 ± 0.003 1 0.207 ± 0.004 0.204 ± 0.008 0.208 ± 0.003 159 그림 3. 부가장치만부착했을때 (a) 240 o /s 의빠른수동운동시측정된각도와각속도, 각가속도, (b) 준정적수동운동시측정된모멘트 (Gravity effect) 와 240 o /s 의빠른수동운동시측정된모멘트 (Measured), 순수부가장치의관성에의한모멘트 (Acceleration effect) Fig. 3. With attachment only, (a) angle, speed, and acceleration measured during fast passive movement of 240 o /s, and (b) moments measured during quasi-static passive movement (Gravity effect) and fast passive movement of 240 o /s (Measured), and moment by inertia of the attachment itself (Acceleration effect)
동력계를이용한분절관성모멘트측정방법 - 손종상 김영호 160 표 2. 측정된부가장치의관성모멘트와하완의관성모멘트합 Table 2. Sum of measured moments of inertia of the attachment and the forearm Angular speed ( o /s) Day 240 270 300 0 0.424 ± 0.019 0.425 ± 0.015 0.418 ± 0.004 1 0.425 ± 0.016 0.420 ± 0.009 0.422 ± 0.008 서유의한차이가없음을보여주었다. 모든 I a +I s 의평균값과모든 I a 의평균값의차를하완의관성모멘트로계산하였고, 그값은 0.216 kg m 2 이었다. 표 3은선행연구결과를본피험자의정보를이용하여구한하완의관성모멘트값을보여준다. 본연구에서제안한방법으로얻은하완의관성모멘트는대체적으로선행연구결과보다큰경향이있었다. IV. 고찰및결론 본연구에서는인체측정자료를구축하는것이아닌개인특성을반영한관성모멘트를결정하는것이목적이었으므로, 그방법에대해소개하고한명의건강한남성피험자를대상으로적용하고평가하였다. 제안한방법을평가하기위해두가지관점에서접근하였다. 첫번째, 강체의관성모멘트는상수이므로각속도에관계없이일정한관성모멘트를구할수있는지를평가하기위해세가지의서로다른각속도 ( 즉, 240 o /s와 270 o /s, 300 o /s) 를선정하였다. 두번째, 최소한측정일시에관계없이재현성이있는지를평가하기위해일간변동성 (inter-day volatility) 을분석하였다. 본연구결과에의하면각속도와일에따른유의한차이가없었고 ( 표 1과표 2), 이를통해본연구에서제안한방법이개인의분절의관성모멘트를결정하는데유용할것으로기대한다. 또한, 본연구에서제안한방법은회귀방정식기반의선행연구에서충족할수없었던개인의분절관성모멘트를간단하게측정할수있다는장점이있다. 물론 Dempster[4] 도직 접분절관성모멘트를측정하였으나, 사체실험을하였기때문에생체에는적용이불가능한방법이다. 또한, Allum과 Young[1], Peyton[2] 의방법으로도개인의분절관성모멘트를쉽게측정할수있음에도불구하고널리적용되지않았는데, 이는아마직접개발한장비를통해얻어진결과이기때문일것이다. 일반적으로상용동력계는고가의장비이기는하나, 그만큼신뢰성을확보한장비이고개인맞춤형근골격모델을개발하는연구자들이널리사용하는장비이기때문에본연구에서제안한방법의활용도가높을것으로기대한다. 본연구에서제안한방법으로구한하완의관성모멘트는선행연구결과와차이가있었다 ( 표 3). 그러나선행연구결과끼리도차이가있음을확인하였다. 이는아마각연구에서대상으로한표본차 (sample difference) 에의한것으로보인다. 예를들어, Dempster[4] 는 7구의사체를통해분절관성모멘트를결정하였는데 7구사체의평균질량과키는각각 59.6 ± 8.3 kg과 1.69 ± 0.11 m였다. De Leva[14] 는다양한문헌을조합하여평균 73.0 kg과 1.741 m의남성에대한파라미터로조정하였다. Muri 등 [5] 은 20세부터 79세까지의다양한연령대별관성파라미터를분석했는데, 그중 20대에해당하는그룹은평균 83.3 ± 10.52 kg과 1.80 ± 0.07 m의남성이었다. Ma 등 [15,16] 은한국인인체치수조사 (Size Korea) 자료로부터 18세와 59세사이의 40명의남성성인의체형을분석하였는데, 이자료의평균몸무게는 70.0 ± 8.7 kg이고평균키는 1.71 ± 0.058 m이다. 관성모멘트값의차이가표본차이에의한것인지확인하기위해참고문헌에서대상으로한표본의체질량지수 (body mass index, BMI) 와관성모멘트값의상관관계를분석하였다 ( 그림 4). 그결과로, BMI와관성모멘트값사이에좋은선형관계가있음을확인하였다. 본연구에참여한피험자의키가 Dempster[4] 나 De Leva[14], Ma 등 [15,16] 의연구피험자의키와비슷한데도불구하고, 본연구에서제안한방법으로구한하완의관성모멘트가세연구자의결과보다더큰것을볼수있다. 관성모멘트는질량과회전축으로부터 표 3. 하완의관성모멘트비교 Table 3. Comparison of moments of inertia of the forearm Reference Body mass (kg) Height (m) Forearm mass (kg) Radius of gyration (m) Moment of inertia (kg m 2 ) Body mass index (kg/m 2 ) Current study 80.8 1.67 - - 0.216 28.972 Ma et al.[15] 70.0 ± 8.7 * 1.71 ± 0.058 * 1.609 0.305 0.150 23.939 Muri et al.[5] 83.3 ± 10.52 * 1.80 ± 0.07 * 1.644 0.431 0.306 25.710 De Leva[14] 73.0 * 1.741 * 1.802 0.292 0.153 24.084 Dempster[4] 59.6 ± 8.3 1.69 ± 0.11 1.778 0.265 0.124 20.868 * Significant figures of mass and height are intact as reported in each reference.
그림 4. 체질량지수와관성모멘트값의관계 Fig. 4. Relationship between body mass indices and moments of inertia obtained from the previous models 그질량의위치 ( 회전반경 ) 에의해결정된다. 인체측정학에근거하면키가비슷하다는것은회전반경도비슷하다는것을의미하므로, 결국본연구에서의높은관성모멘트는질량증가에의한것이라고유추할수있다. 이는본연구에참여한피험자가키에비해체중이높은즉, BMI가상대적으로높은것과일치한다. 반대로, 본연구에참여한피험자의 BMI가 Muri 등 [5] 의연구피험자의 BMI보다더큼에도불구하고, 관성모멘트값은더작았다. 본연구에참여한피험자의키는 1.67 m였고, Muri 등 [5] 의연구피험자는평균 1.80 m이었다. 하완의길이는 1.67 m인사람보다 1.80 m인사람이더길것이라는합리적인가정이성립한다면, 하완의질량이비슷하다고해도하완의길이가긴 Muri 등 [5] 의연구결과를이용한관성모멘트값이더큰것을이해할수있다. 본연구방법을적용할때고려해야할사항은첫번째, 강체의관성모멘트를측정하는방법을생체에적용하여직접적인비교를하지못했다. 이는현실적으로불가능하다는것을감안하여 Dempster[4] 에의해진행된사체연구결과를이용하여간접적으로비교하였으나, Dempster[4] 연구결과와본연구결과는차이가있었다. 또한, 최신영상재건기술 (image reconstruction) 과평균밀도를도입하여인체분절파라미터를연구한 Ma 등 [15,16] 의연구결과와도차이가있었다. 이는앞서논한바와같이표본차에의한것으로, BMI에근거하여선행연구결과와본연구결과의불일치를합리적으로설명할수있었다. 게다가본연구방법으로결정된관성모멘트는각속도와측정일시에관계없이일정하였다. 이를통해직접적인방법을도입하여본방법 을평가하지는못했으나, 두가지합리적인접근과선행연구결과와의논리적인비교를통해서본연구방법이유의할수있음을보였다. 이는추후본연구에서제안한방법으로찾은관성모멘트를이용하여분절의궤적을추정하는순동역학시뮬레이션에적용하는절차가필요할것으로보인다. 두번째, 근육의능동점탄성효과에대한영향을객관적으로배제하지않았다. 관절강성도 (joint stiffness) 는복잡하면서도조화로운근육작용에의해조절 (regulation) 이가능하기때문에 [17], 근육의활성상태에따라관성모멘트에영향을미칠수있다. 실험을하는동안피험자에게최대한팔에힘을뺀상태로유지하라고요구하였으나, 무의식적으로긴장했을가능성을배제할순없었다. 본연구에서진행한모든경우의실험에대해서유의한차이없이일정한관성모멘트를찾은것으로보아피험자가저자들의요구를잘이행한것으로보인다. 그러나명백히근육의능동점탄성효과를배제하기위해서는근전도 (electromyograph) 나근음도 (mechanomyograph) 를이용하여근육의활동정보를동시에획득할필요가있을것으로사료된다. 마지막으로, 본연구에서는제안한방법을하완에만적용하여가능성을보였다. 만약하퇴의관성모멘트를구하고자한다면, 상용동력계의부가장치만무릎관절용으로교체하고본연구에서제안한방법을그대로적용하면될것으로보인다. 물론본연구에서제안한방법은근위분절 (proximal segment) 의관성모멘트를결정하기에는쉽지않은데, 그렇다고할지라도대부분의순동역학시뮬레이션은팔꿈치 [12,13] 나무릎 [10,11,18,19] 관절을대상으로진행되고있다. 따라서본연구에서제안한방법은개인의분절관성모멘트를구하는것뿐만아니라인체순동역학연구의정확도와신뢰도를향상시키는데기여할수있을것으로기대한다. Reference [1] J.H. Allum and L.R. Young, The relaxed oscillation technique for the determination of the moment of inertia of limb segments, Journal of Biomechanics, vol. 9, pp. 21-25, 1976. [2] A.J. Peyton, Determination of the moment of inertia of limb segments by a simple method, Journal of Biomechanics, vol. 19, pp. 405-410, 1986. [3] J.G. Andrews and S.P. Mish, Methods for investigating the sensitivity of joint resultants to body segment parameter variations, Journal of Biomechanics, vol. 29, pp. 651-654, 1996. [4] W.T. Dempster, Space requirements of the seated operator, Wright-Patterson Air Force Base, Ohio, 1955. [5] J. Muri, S.L. Winter and J.H. Challis, Changes in segmental inertial properties with age, Journal of Biomechanics, vol. 41, pp. 1809-1812, 2008. [6] E. Kellis and V. Baltzopoulos, The effects of antagonist moment on the resultant knee joint moment during isokinetic testing of the knee extensors, European Journal of Applied 161
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