쪼그려 앉았다 서기 동작 시 몸통의 무게 변화가 몸통 움직임과 무릎 관절 모멘트에 미치는 영향 The Effect of Trunk Motion and Knee Joint Moment during Deep Stand to Sit and Sit to Stand According to the Trunk Weight Increase원문보기
The purpose of this study was to evaluate the trunk motion and knee joint moment during deep stand to sit and sit to stand according to the trunk weight increase. These experimental subjects were 9 males, who had no skeletal muscular disease. They were performed a SATS(stand to sit), STS(sit to stan...
The purpose of this study was to evaluate the trunk motion and knee joint moment during deep stand to sit and sit to stand according to the trunk weight increase. These experimental subjects were 9 males, who had no skeletal muscular disease. They were performed a SATS(stand to sit), STS(sit to stand) according to the trunk weight increase. Trunk weight increase were classified into 4 bearing trunk weight of 0%, 8%, 16%, 24% of the subject' weight. 1-way(4) RM ANOVA is applied to get the difference of trunk displacement movements and knee joint moments according to he trunk weight increase. significant level of each experiment is set as $\alpha$=.05. 1. Significant difference was classified into 3 bearing trunk weight of 0%, 16%, 24% in maximum forward backward displacement of trunk COM(center of mass). Significant difference was classified into 4 bearing trunk weight of 0%, 8%, 16%, 24% in maximum upward downward displacement of trunk COM during the SATS, STS. 2. Significant difference was classified into 4 bearing trunk weight of 0%, 8%, 16%, 24% in maximum extension knee joint moment. Significant difference was classified into 2 bearing trunk weight of 0%, 16% in maximum internal rotation knee joint moment during the SATS, STS. Therefore we expect that biomechanical model of this study will used to study for mechanical characteristics of obese people.
The purpose of this study was to evaluate the trunk motion and knee joint moment during deep stand to sit and sit to stand according to the trunk weight increase. These experimental subjects were 9 males, who had no skeletal muscular disease. They were performed a SATS(stand to sit), STS(sit to stand) according to the trunk weight increase. Trunk weight increase were classified into 4 bearing trunk weight of 0%, 8%, 16%, 24% of the subject' weight. 1-way(4) RM ANOVA is applied to get the difference of trunk displacement movements and knee joint moments according to he trunk weight increase. significant level of each experiment is set as $\alpha$=.05. 1. Significant difference was classified into 3 bearing trunk weight of 0%, 16%, 24% in maximum forward backward displacement of trunk COM(center of mass). Significant difference was classified into 4 bearing trunk weight of 0%, 8%, 16%, 24% in maximum upward downward displacement of trunk COM during the SATS, STS. 2. Significant difference was classified into 4 bearing trunk weight of 0%, 8%, 16%, 24% in maximum extension knee joint moment. Significant difference was classified into 2 bearing trunk weight of 0%, 16% in maximum internal rotation knee joint moment during the SATS, STS. Therefore we expect that biomechanical model of this study will used to study for mechanical characteristics of obese people.
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문제 정의
SATS, STS 동작 시 편마비 환자들을 대상으로한 연구에서 편마비 환자들은 정상인들과 다르게 STS 동작 시 발을 몸통 쪽으로 움직여 동작을 수행하는 것으로 보고하였다. 그러므로 피험자들의 개별적인 특성에 의해서 보상행동이 작용하는 것을 밝혀내는데 그 목적이 있었다. 그러나 체중 증가 요인이 무릎 관절 모멘트 증가에 미치는 영향을 설명할 수 없는 한계점이 있었다.
따라서 본 연구는 비만인 연구를 위한 3차원 모델 개발의 선행연구로서 쪼그려 앉았다 서기 동작 시 몸통의무게 변화가 몸통 움직임과 무릎 관절 모멘트에 미치는 영향을 분석하여 무게 변화에 따른 운동역학적 메카니즘을 이해하고 이를 활용하여 비만인들의 하지 근골격계 연구를 위한 3차원 모델 개발에 활용하고자 한다.
따라서 본 연구에서 비만인에 대한 역학적 연구를 위한 모델로서 몸통의 무게 변화 모델은 STAS, STS 동작 시 체중의 증가로 인해 발생하는 보상 행동의 운동학적 패턴이 변화를 발생시켰으며 이러한 운동학적 패턴의 변화로 인하여 무릎 관절 신전 모멘트는 증가하는 결과를 나타낸 것으로 해석된다. 그러므로 본 연구의 몸통 무게 변화 모델은 앞으로 비만들의 SATS, STS 동작 시 하지 관절의 역학적 접근 모델로서 이용될 수 있을 것으로 기대된다.
본 연구는 목적은 쪼그려 앉았다 서기 동작 시 몸통의 무게 변화가 몸통 움직임과 무릎 관절 모멘트에 미치는 영향을 분석하는데 있다. 9명의 20대 남성을 대상으로 피험자 체중의 0%, 8%, 16%, 24%의 무게를 몸통에 부가하여 몸통의 움직임과 무릎 관절의 모멘트를 분석하여 얻어진 결론은 다음과 같다.
이러한 점을 고려하여 본 연구에서는 비만으로 인한 몸통의 무게 부하의 증가와 무릎 관절 모멘트의 관계를 설명하기 위하여 쪼그려 앉았다 서는 동작에서 SATS, STS 동작을 연속적으로 수행시켰으며, 이 때 발의 움직임을 통제하였다. 무게 변화를 제외한 다른 요소들에 의해서 발생될 수 결과들을 제거한 결과 선행연구에 비하여 다소 높은 무릎 최대 신전모멘트 값을 보였으나, 몸통의 무게 부하 증가 요인이 무릎 관절 신전모멘트 증가에 직접적으로 작용하는 것을 알 수 있었다.
선행연구에서는 비만인들이 STS 동작 시 몸통의 무게 증가로 인해 허리에 가해지는 부하를 최소화하기 위하여 발의 위치를 몸통 쪽으로 옮긴 후 동작을 수행하는 것을 발견하였다. 이를 기반으로 본 연구에서는 정상인을 대상으로 몸통에 부하를 단계별로 증가시킴으로써 나타나는 신체의 움직임을 예측하고자 함에 있다. 그러므로 SATS, STS 동작 시 발생되는 발의 움직임을 통제하였다.
제안 방법
05로 설정하였다. 그리고 부하 단계에 따라 대비검증을 실시하였다.
무릎 관절에 작용하는 모멘트 값은 실제 산출된 모멘트 값을 피험자의 체중으로 나누어 일반화하였으며, 이때 몸통에 부하된 무게도 포함하였다.
무릎 관절의 모멘트는 지면반력 데이터와 운동학적 데이터를 이용한 역동역학적(inverse dynamics) 해석방법을 사용하는 Kwon3d 프로그램을 이용하여 산출하였으며, 하지 분절의 각속도와 각가속도의 계산에는 Cardanian Angles을 사용하여 전역좌표계에 대한 지역 좌표계의 움직임을 표현하였으며, 이를 통해 고정된 전역좌표계에 대한 분절의 지역좌표계의 움직임을 표현 하였다. 무릎 관절에서 작용하는 힘, 즉 하퇴의 근위단에 작용하는 힘을 산출한 후 무릎 관절에 작용하는 모멘트를 계산하는 공식은 다음과 같다.
실험 시 SATS, STS 동작 분석을 위해 피험자들에게 목적을 주지시킨 후 모든 피험자의 체중을 측정하여각 피험자 체중의 0%, 8%, 16%, 24%로 설정된 조끼를 입힌 후 각 단계별로 적응 시간을 약 10분 착용 후 동작을 반복시켜 무게에 적응하도록 하였다. 본 실험 시작 시 피험자들은 1초씩 울리는 신호음에 맞추어 동작을 실시하였다. 이때 팔과 머리의 움직임은 최대한 제한시켰으며 동작의 일치성을 위해 최대로 앉았을 때 뒤꿈치를 지면에서 이탈 시키게 하여 동작을 동일화 하였다.
실험 시 SATS, STS 동작 분석을 위해 피험자들에게 목적을 주지시킨 후 모든 피험자의 체중을 측정하여각 피험자 체중의 0%, 8%, 16%, 24%로 설정된 조끼를 입힌 후 각 단계별로 적응 시간을 약 10분 착용 후 동작을 반복시켜 무게에 적응하도록 하였다. 본 실험 시작 시 피험자들은 1초씩 울리는 신호음에 맞추어 동작을 실시하였다.
실험 시 동작 분석을 위해 부착한 인체 외부마커 위치는 오른발 두 번째 중족골두, 뒤꿈치, 내ㆍ외측외과, 하퇴 중앙지점, 내ㆍ외측상과, 대퇴 중앙지점, 대전자, 좌ㆍ우 상전장골극, 좌ㆍ우 상후장골극의 1/2 지점, 좌ㆍ우 어깨 관절점으로 모두 14곳에 부착하였다. 외부 마커의 3차원 좌표를 얻기 위하여 6대의 카메라 (Samsung SHC-650A, Korea; 60fields/sec)를 이용하였다.
실험에 참여한 피험자들은 몸통 부하 단계별로 SATS, STS 동작을 7회 실시하였다. 수행 된 동작에서 본 연구에 적합한 동작 5회를 선별하여 평균값을 획득하여 이용 하였다.
이를 기준으로 에서 보는 바와 같이 8%의 배수인 16%, 24%로 무게 부하를 단계를 설정하여 쪼그려 앉았다 서기 동작을 실시 하였다.
② 지면반력기
지면반력기(BP400800, AMTI; 1000㎐), 증폭기 (MCA6, AMTI) A/D 변환기를 사용하여, 지면반발력과 지면에 접촉위치에 대한 자료를 얻었으며, 피험자들의 무게 중심이 1/2이 되도록 발의 놓는 위치를 선정해 주었다. A/D 변화기를 통해 얻어진 지변반력 신호는 Kwon GRF 2.
대상 데이터
본 연구는 하지 근골격 질환을 경험하지 않은 20대의 남자를 대상으로 하였으며, 먼저 신체조성 검사를 실시하여 표준 BMI에 포함되는 정상집단 9명(나이 21.1 ± 1.9years, 신장 175.5±1.4㎝, 몸무게 70.5±3.2㎏, BMI 22.9±1㎏/㎡)을 선정하였다.
실험 시 동작 분석을 위해 부착한 인체 외부마커 위치는 오른발 두 번째 중족골두, 뒤꿈치, 내ㆍ외측외과, 하퇴 중앙지점, 내ㆍ외측상과, 대퇴 중앙지점, 대전자, 좌ㆍ우 상전장골극, 좌ㆍ우 상후장골극의 1/2 지점, 좌ㆍ우 어깨 관절점으로 모두 14곳에 부착하였다. 외부 마커의 3차원 좌표를 얻기 위하여 6대의 카메라 (Samsung SHC-650A, Korea; 60fields/sec)를 이용하였다. 카메라로 획득된 영상을 3차원 좌표로 바꾸기 위해서 DLT(direct linear transformation)방식을 이용한 Kwon3d 소프트웨어(Visol Korea Kwon3d)를 사용하였으며, DLT 파라매터들을 얻기 위해서 46개의 통제점을 이용하였고, DLT 방식에 의해서 재구성된 좌표와 실제 통제 점과의 오차는 약 0.
데이터처리
001). 몸통의 무게 부하 변화 단계에 따른 차이를 알아보기 위하여 대비검증을 통해 확인하였다. 그 결과 SATS, STS 동작 시 몸통 무게 부하 단계 0%(4.
수행 된 동작에서 본 연구에 적합한 동작 5회를 선별하여 평균값을 획득하여 이용 하였다. 이후 몸통의 부하 단계별 차이를 분석하기 위해 이렇게 산출된 데이터 값을 이용하여 1-way(4) RM ANOVA를 실시하였으며 유의수준은 α = .05로 설정하였다. 그리고 부하 단계에 따라 대비검증을 실시하였다.
이론/모형
14cm이었다. 3차원으로 좌표 화한 외부 마커점들을 이용하여 Kwon3d의 body modeling software를 사용하여 인체 모델을 정의하였다. 좌표계 설정은 전역좌표계 X를 좌ㆍ우축, Y를 전ㆍ후축, Z를 상ㆍ하축으로 설정하였다.
SATS, STS 동작 시 몸통 무게 중심(쇄골에서 힙 관절 거리의 약 47.66%) 이동 변위를 분석하기 위하여 Zatsiorsky, Seluyanov, ＆ Chugunova(1990)의 자료를 이용하여 산출하였다.
외부 마커의 3차원 좌표를 얻기 위하여 6대의 카메라 (Samsung SHC-650A, Korea; 60fields/sec)를 이용하였다. 카메라로 획득된 영상을 3차원 좌표로 바꾸기 위해서 DLT(direct linear transformation)방식을 이용한 Kwon3d 소프트웨어(Visol Korea Kwon3d)를 사용하였으며, DLT 파라매터들을 얻기 위해서 46개의 통제점을 이용하였고, DLT 방식에 의해서 재구성된 좌표와 실제 통제 점과의 오차는 약 0.14cm이었다. 3차원으로 좌표 화한 외부 마커점들을 이용하여 Kwon3d의 body modeling software를 사용하여 인체 모델을 정의하였다.
성능/효과
1. SATS, STS 동작 시 몸통의 무게 변화에 따라 몸통의 최대 전ㆍ후 이동 변위에서는 0%를 기준으로 8%를 제외한 16%, 24%에서 유의한 차이가 있었으며, 최대 상ㆍ하 이동 변위에서는 0%를 기준으로 8%, 16%, 24%에서 유의한 차이가 있었다.
2. SATS, STS 동작 시 몸통의 무게 변화에 따라 무릎 관절의 최대 신전 모멘트는 0%를 기준으로 8%, 16%, 24%에서 유의한 차이가 있었다. 최대 외전 모멘트에서는 모든 무게 변화 단계에서 유의한 차이가 없었으며, 최대 내회전 모멘트에서는 0%를 기준으로 16%에서만 유의한 차이가 있었다.
<그림 3>에서 보는 바와 같이 몸통의 무게 변화에 따라 가장 변화가 많은 것은 <그림 3. a>의 무릎 관절 신전 모멘트였으며, 몸통의 무게 부하가 증가 할수록 무릎 최대 신전모멘트가 증가하는 경향을 보였다. 이는 SATS 동작 시 몸통의 무게 중심이 앞쪽으로 집중되게 되며, STS 동작 시에는 앞쪽으로 움직인 몸통의 무게중심을 중력의 역방향으로 운동시켜야 한다.
몸통의 무게 부하 변화 단계에 따른 차이를 알아보기 위하여 대비검증을 통해 확인하였다. 그 결과 SATS, STS 동작 시 몸통 무게 부하 단계 0%(4.6 ± 1.4㎝)를 기준으로 무게 변화 8%(5.3 ± 1.7㎝) 는 통계적으로 유의한 차이를 보이지 않았으나, 16%(6.4 ± 1.2㎝)와 24%(6.8 ± 1.6㎝)는 유의한 차이를 나타내었다.
몸통의 무게 부하 변화 단계에 따른 차이를 알아보기 위하여 대비검증을 통해 확인하였다. 그 결과 SATS, STS 동작 시 몸통의 무게 변화 0%(0.14 ± 0.05Nm/㎏)를 기준으로 무게 변화 8%(11 ± 0.06Nm/㎏), 24%(0.12 ± 0.06Nm/㎏) 모두에서 유의한 차이를 나타내지 않았으며, 무게 변화 16%(0.11 ± 0.06Nm/㎏)에서는 유의한 차이를 보였다.
그 결과 SATS, STS 동작 시 몸통의 무게 부하 0%(1.5 ± 0.34Nm/㎏)를 기준으로 무게 변화 8%(1.61± 0.4Nm/㎏), 16%(1.67 ± 0.41Nm/㎏)와 24%(1.75 ±0.51Nm/㎏) 모두에서 유의한 차이를 나타내었다. 몸통의 무게 변화에 따른 무릎 관절 최대 외전모멘트를 산출한 결과 SATS, STS 동작 시 몸통의 무게 부하 변화에 의해 무릎 관절 최대 외전모멘트에는 차이가 없었다(F=0.
몸통의 무게 부하 변화 단계에 따른 차이를 알아보기 위하여 대비검증을 통해 확인하였다. 그 결과 몸통 무게 부하 단계 0%(-55.2 ± 3.5㎝)를 기준으로 무게 변화 8%(-53.2 ± 3.3㎝), 16%(-52.1 ± 2.8㎝) 그리고 24%(-52.1 ± 2.9㎝)에서 모두 유의한 차이를 나타내었다.
그러므로 SATS, STS 동작 시 발생되는 발의 움직임을 통제하였다. 그 결과 몸통의 무게 변화가 없는 상태인 0%를 기준으로 몸통에 부가되는 무게가 무거워 질수록 몸통의 무게 중심 전ㆍ후 움직임은 증가하고 상ㆍ하 움직임은 감소되는 것을 알 수 있었다. 이는 SATS, STS 동작 시 몸통의 무게 변화가 몸통 무게 중심의 움직임 패턴에 변화를 작용시키는 원인으로 해석될 수 있다.
그러나 본 연구에서는 에서 보는 바와같이 SATS, STS의 연속적 동작 시 부하 8%에서만 통계적으로 유의한 차이를 보이지 않았으나, 전체적으로 무게 부하가 증가할수록 최대 몸통의 전ㆍ후 움직임은 증가하였다.
그러나 본 연구에서는 <그림 2>에서 보는 바와같이 SATS, STS의 연속적 동작 시 부하 8%에서만 통계적으로 유의한 차이를 보이지 않았으나, 전체적으로 무게 부하가 증가할수록 최대 몸통의 전ㆍ후 움직임은 증가하였다. 그리고 최대 몸통의 상ㆍ하 움직임은 0%를 기준으로 모든 단계에서 통계적으로 유의한 차이를보였으며, 몸통 부하 단계가 증가할수록 감소하였다.
몸통의 무게 변화에 따른 무릎 관절 최대 내회전모멘트를 산출한 결과 SATS, STS 동작 시 몸통의 무게 부하 변화에 의해 무릎 관절 최대 내회전모멘트에 차이가 있었다(F=4.604, P=0.001). 몸통의 무게 부하 변화 단계에 따른 차이를 알아보기 위하여 대비검증을 통해 확인하였다.
51Nm/㎏) 모두에서 유의한 차이를 나타내었다. 몸통의 무게 변화에 따른 무릎 관절 최대 외전모멘트를 산출한 결과 SATS, STS 동작 시 몸통의 무게 부하 변화에 의해 무릎 관절 최대 외전모멘트에는 차이가 없었다(F=0.491, P=0.692).
이러한 점을 고려하여 본 연구에서는 비만으로 인한 몸통의 무게 부하의 증가와 무릎 관절 모멘트의 관계를 설명하기 위하여 쪼그려 앉았다 서는 동작에서 SATS, STS 동작을 연속적으로 수행시켰으며, 이 때 발의 움직임을 통제하였다. 무게 변화를 제외한 다른 요소들에 의해서 발생될 수 결과들을 제거한 결과 선행연구에 비하여 다소 높은 무릎 최대 신전모멘트 값을 보였으나, 몸통의 무게 부하 증가 요인이 무릎 관절 신전모멘트 증가에 직접적으로 작용하는 것을 알 수 있었다.
(2000)의 연구에서와 유사한 결과를 보여 비만인들이 정상인들에 비하여 STS 동작 시 무릎 관절 신전 모멘트가 크게 나타남을 설명하였다. 본 연구에서는 무릎 최대 신전모멘트 값이 1.5～1.75Nm/kg으로 선행연구에 비해 높은 수치를 보였다.
부하 단계별 SATS, STS 동작 시 몸통의 무게 변화 0%(-0.24 ± 0.15Nm/㎏)를 기준으로 무게 변화 8%(-0.27 ± 0.15Nm/㎏), 16%(-0.26 ± 0.16Nm/㎏)와 24%(-0.24 ± 0.11Nm/㎏) 모두에서 유의한 차이를 나타내지 않았다.
SATS, STS 동작 시 몸통의 무게 변화에 따라 무릎 관절의 최대 신전 모멘트는 0%를 기준으로 8%, 16%, 24%에서 유의한 차이가 있었다. 최대 외전 모멘트에서는 모든 무게 변화 단계에서 유의한 차이가 없었으며, 최대 내회전 모멘트에서는 0%를 기준으로 16%에서만 유의한 차이가 있었다.
후속연구
따라서 본 연구에서 비만인에 대한 역학적 연구를 위한 모델로서 몸통의 무게 변화 모델은 STAS, STS 동작 시 체중의 증가로 인해 발생하는 보상 행동의 운동학적 패턴이 변화를 발생시켰으며 이러한 운동학적 패턴의 변화로 인하여 무릎 관절 신전 모멘트는 증가하는 결과를 나타낸 것으로 해석된다. 그러므로 본 연구의 몸통 무게 변화 모델은 앞으로 비만들의 SATS, STS 동작 시 하지 관절의 역학적 접근 모델로서 이용될 수 있을 것으로 기대된다.
하지만 무릎 관절 내ㆍ외전, 내ㆍ외회전 모멘트의 변화를 발견할 수 없었다. 그러므로 앞으로의 연구에서는 이를 고려한 운동에 적용이 요구된다. 또한 비만인들을 대상으로한 3차원 모델 개발하는데 있어서 EMG 분석을 통한 근활성도에 대한 연구가 수행되어져야 할 것으로 생각된다.
그러므로 앞으로의 연구에서는 이를 고려한 운동에 적용이 요구된다. 또한 비만인들을 대상으로한 3차원 모델 개발하는데 있어서 EMG 분석을 통한 근활성도에 대한 연구가 수행되어져야 할 것으로 생각된다.
본 연구에서는 몸통 무게 변화 모델은 SATS, STS 동작에 있어서 비만에 의한 운동학적 패턴과 무릎 관절의 부하 변화를 측정하는데 이용될 수 있을 것으로 기대된다. 하지만 무릎 관절 내ㆍ외전, 내ㆍ외회전 모멘트의 변화를 발견할 수 없었다.
참고문헌 (18)
대한비만학회 (2003). 비만지침. 대한비만학회지, 12(1), 125-139.
Bernardi, M., Rosponi, A., Castellano, V., Rodio, A., Traballesi, M., Delussu, A. S. ＆ Marchetti, M.(2004). Determinants of Sit-to-stand capability in the motor impaired elderly. Journal of Electromyography and Kinesiology, 14, 401-410.
Felson, D. T. (1988). Epidemiology of hip and knee osteoarthritis. Epidemiological Reviews, 10, 1-28.
Felson, D. T. ＆ Zhang, Y.(1998). An update on the epidemiology of knee and hip osteoarthritis with a view to prevention. Arthritis and Rheumatism, 41, 1343-1355.
Galli, M., Crivellini, M., Sibella, F., Montesano, A., Bertocco, P. ＆ Parisio, C.(2000). Sit-to-stand movement analysis in obese subjects. International Journal of Obesity, 24, 1488-1492.
Hochberg, M. C., Lethbridge-Cejku, M., Scott Jr., W., Reichle, R., Plato, C. C. ＆ Tobin, J. D.(1995). The association of body weight, body fatness and body fat distribution with osteoarthritis of the knee: Data from the Baltimore longitudinal study of aging. Journal of Rheumatology, 22, 488-493.
Messier, S. P., Loeser, R. F., Hoover, J. L., Semble, E. L. ＆ Wise, C. M.(1992). Osteoarthritis of the knee: effects on gait, strength, and flexibility. Archives of Physical Medicine and Rehabilitation, 73, 29-36.
Messier, S. P.(1994). Osteoarthritis of the knee and associated factors of age and obesity: effects on gait. Medicine and Science in Sports and Exercise, 26, 1446-1452.
Ramsey, V. K., Miszko, T. A. ＆ Horvat, M.(2004). Muscle activaion and force production in Parkinson's patients during sit to stand transfers. Clinical Biomechanics, 19, 377-384.
Roy, G., Nadeau, S., Gravel, D., Malouin, F., McFadyen, B. J. ＆ Piotte, F.(2006). The effect of foot position and chair height on the asymmetry of vertical forces during sit-to-stand and stand-to-sit tasks in individuals with hemiparesis. Clinical Biomechanics, 21, 585-593.
Schenkman, M., Riley, P. ＆ C. Pieper(1996). Sit-to-stand from progressively lower chair heights-alterations in angular velocity. Clinical Biomechanics, 11, 153-158.
Sibella, F., Galli, M., Romei, M., Montesano, A. ＆ Crivellini, M.(2003). Biomechanical analysis of sit-to-stand movement in normal and obese subjects. Clinical Biomechanics, 18, 745-750.
Sturmer, T., Gunther, K. P. ＆ Brenner, H.(2000). Obesity, overweight and patterns of osteoarthritis : the Ulm Osteoarthritis Study. Journal of Clinical Epidemiology, 53, 307-313.
Su, F. C., Lai, K. A. ＆ Hong, T. P.(1998). Rising from chair after total knee arthroplasty. Clinical Biomechanics, 13, 171-81.
Zatsiorsky, V. M., Seluyanov, V. N., ＆ Chugunova, L. (1990). In vivo body segment inertia parameters determination using a gammar scanner method. Biomechanics of Human Movement : Application in Rehabilitation, Sports and ergonomics, 187-202. Worthington, OH : Bertec corporation.
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