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문제 정의
- 08 kg 이었다. 모든 피험자는 한국과학기술원 생명윤리심의위원회의 승인을 받은 실험 참가 동의서를 검토하고 이에 서명하였다. 이들은 실험 도중 발생할 수 있는 잠재적인 위험 요소들의 대한 정보를 충분히 제공받았다.
- 본 연구에서는 무릎 골관절염 환자를 대상으로 한발 지지 구간에서 하지 관절의 움직임과 토크사이에 강성적 관계가 있음을 확인하고 보행 속도에 따른 전체 다리 강성과 각 관절 강성의 변화를 분석하였다.
- 본 연구에서는 무릎 관절 이상군에 대하여 보행속도에 따른 하지 관절 강성 간의 관계를 알아보고, 이가 전체 다리 강성에 미치는 영향을 알아보고자 한다.
제안 방법
- 보행 일어나는 각 관절의 운동 변화를 측정하기 위하여 8 개의 적외선반사카메라를 보행로 근처에 설치하였다. 21 개의 마커로 이루어진 Helen Heyes 마커 세트를 부착하여 보행 중 양쪽 발, 정강이, 허벅지, 그리고 상체 움직임을 계산하였다.
- 각 관절의 운동방정식을 바탕으로 지지 다리의 압력중심(center of pressure)과 지면 반력을 이용하여 발목, 무릎, 허리 순으로 각 관절 모멘트를 계산하였다. 다리와 각 관절의 강성은 한발 지지구간(single support phase)에 대해서만 고려되었다.
- 먼저 피험자들에게 12 미터 길이와 1 미터 너비로 이루어진 보행로를 맨발로 여러 번 걷게 하여 실험 환경에 익숙해지도록 하였다. 그 후, 보행로 위에서 자연스러운 걸음과 가장 빠른 걸음으로 걷게 하여 10 걸음 당 걸리는 시간을 5 회 반복 측정하여 평균치를 통해 각각의 보행 주파수를 계산하였다. 이 두 가지 주파수 사이를 1/3 간격으로 나누어 Table 1 과 같이 4 가지의 보행 주파수를 설정하였다.
- 선형 강성이 단위 변위당 작용하는 힘인 것을 고려했을 때 이 비율은 다리 강성을 의미한다고 해석할 수 있다. 따라서 본 연구에서는 하지 강성을 무게중심의 수직 이동거리에 대한 수직 지면 반력의 비율로 정의하였다. 회전 강성의 경우, 단위 변위각도당 작용하는 토크이므로 각 관절 강성을 변위각도당 작용하는 각 관절 토크의 비율로 정의하여 계산하였다.
- 피험자의 발이 세 개의 힘판에 완벽히 들어가지 못하거나 메트로놈 신호와 보행 주파수가 맞지 않을 경우에는 다시 실험을 수행하였다. 또한 피험자가 힘판을 의도적으로 밟는 것을 막기 위해 보행로 위는 카펫으로 덮어 힘판이 보이지 않도록 하였다.
- 실험에 앞서, 피험자들에 맞는 보행 속도 조건을 정하기 위해 가장 자연스러운 보행과 가장 빠른 보행의 주파수를 측정하였다. 먼저 피험자들에게 12 미터 길이와 1 미터 너비로 이루어진 보행로를 맨발로 여러 번 걷게 하여 실험 환경에 익숙해지도록 하였다. 그 후, 보행로 위에서 자연스러운 걸음과 가장 빠른 걸음으로 걷게 하여 10 걸음 당 걸리는 시간을 5 회 반복 측정하여 평균치를 통해 각각의 보행 주파수를 계산하였다.
- 또한 피험자와 보행 속도마다 보폭 길이가 달라지기 때문에 힘판의 위치를 조정 가능하도록 설치하였다. 보행 일어나는 각 관절의 운동 변화를 측정하기 위하여 8 개의 적외선반사카메라를 보행로 근처에 설치하였다. 21 개의 마커로 이루어진 Helen Heyes 마커 세트를 부착하여 보행 중 양쪽 발, 정강이, 허벅지, 그리고 상체 움직임을 계산하였다.
- 1 은 정상을 의미하고 높아질수록 질환이 심하다는 것을 의미한다. 본 실험에서는 2 에서 4 에 해당하는 피험자들이 실험에 참여하였고 좌우 질환 정도가 다른 경우가 많아 좌우 하지 관절 강성을 개별적으로 계산한 후 질환 정도에 따라 분류하였다. Table 2 에서 확인할 수 있듯이 경한 무릎 골관절염은 관절의 강성과 연관성을 가지고 있지만 정도가 심해질수록 연관성이 낮아지는 것을 확인하였다.
- 실험에 앞서, 피험자들에 맞는 보행 속도 조건을 정하기 위해 가장 자연스러운 보행과 가장 빠른 보행의 주파수를 측정하였다. 먼저 피험자들에게 12 미터 길이와 1 미터 너비로 이루어진 보행로를 맨발로 여러 번 걷게 하여 실험 환경에 익숙해지도록 하였다.
- 다리와 각 관절의 강성은 한발 지지구간(single support phase)에 대해서만 고려되었다. 역동역학을 통해 얻은 관절모멘트와 각도를 통해 강성을 계산하였다.
- 지면 반력이 측정되었다는 것은 발이 지면에 닿았다는 것을 의미하기 때문에 보행 주기를 구분하는데 가장 직관적이고 쉽게 사용할 수 있다. 이를 통해 힘의 작용 여부를 통해 스윙 구간과 지지 구간을 구분하였고, 지지 구간 중 인접 힘판의 힘이 동시에 측정되는 구간을 양발 지지구간으로 설정하였다.
- 인체 보행을 역진자 모델(inverted pendulum)을 이용하여 주로 묘사하였다. 역진자 모델은 단순하지만 보행 중 속도변화, 보행속도와 보폭 간의 관계 등을 설명할 수 있었다.
- 역동역학 모델은 양 발, 정강이, 허벅지, 그리고 상체로 총 7개의 분절로 이루어져있다. 정중면(sagittal plane)만을 고려하고 체절값(BSP, body segment parameter)을 이용하여 운동방적식을 얻었다.9
- 지면 반력 정보와 각 관절 움직임을 기반으로 역동역학을 이용하여 발목, 무릎, 그리고 허리 관절에서 발생된 모멘트를 계산하였다. 역동역학 모델은 양 발, 정강이, 허벅지, 그리고 상체로 총 7개의 분절로 이루어져있다.
- 회전 강성의 경우, 단위 변위각도당 작용하는 토크이므로 각 관절 강성을 변위각도당 작용하는 각 관절 토크의 비율로 정의하여 계산하였다. 최소자승법을 통해 얻어진 모든 강성값과 보행 속도는 피험자의 질량, 키, 중력가속도를 이용하여 무차원 단위로 만들어 정규화(normalization)시켰다.
- 본 실험은 한 세트당 4 가지 보행 주파수 신호로 구성되었고, 총 3 회를 수행하였다. 피로도와 실험 순서가 데이터에 미치는 영향을 최소화하기 위해 각 세트 간에 약 5 분간의 휴식 시간을 두었고 각 세트의 실험 순서는 무작위로 설정하였다.
- 피험자들은 정면을 응시하며 자연스러운 자세를 유지하도록 하였다. 피험자의 발이 세 개의 힘판에 완벽히 들어가지 못하거나 메트로놈 신호와 보행 주파수가 맞지 않을 경우에는 다시 실험을 수행하였다. 또한 피험자가 힘판을 의도적으로 밟는 것을 막기 위해 보행로 위는 카펫으로 덮어 힘판이 보이지 않도록 하였다.
- 피험자의 지면 반력과 운동 정보는 각각 힘판(AMTI,MA,USA)과 적외선반사카메라(Motion Analysis,CA,USA)를 이용하여 측정하였다. 보행로에 위치한 3 개의 힘판을 이용하여 두 걸음에 대한 정보를 측정하였고, 200 Hz 의 측정빈도로 기록되었다.
- 따라서 본 연구에서는 하지 강성을 무게중심의 수직 이동거리에 대한 수직 지면 반력의 비율로 정의하였다. 회전 강성의 경우, 단위 변위각도당 작용하는 토크이므로 각 관절 강성을 변위각도당 작용하는 각 관절 토크의 비율로 정의하여 계산하였다. 최소자승법을 통해 얻어진 모든 강성값과 보행 속도는 피험자의 질량, 키, 중력가속도를 이용하여 무차원 단위로 만들어 정규화(normalization)시켰다.
대상 데이터
- 피험자의 지면 반력과 운동 정보는 각각 힘판(AMTI,MA,USA)과 적외선반사카메라(Motion Analysis,CA,USA)를 이용하여 측정하였다. 보행로에 위치한 3 개의 힘판을 이용하여 두 걸음에 대한 정보를 측정하였고, 200 Hz 의 측정빈도로 기록되었다. 출발지점부터 힘판까지 5 걸음 이상의 거리를 두어 힘판에 다다르기 전에 정상 상태 보행이 이루어지게 하였다.
- 피험자의 정상 상태 보행을 측정할 수 있도록 앞에서 설정된 보행 주파수를 메트로놈 신호로 들려주어 걷는 연습을 충분히 수행하였다. 본 실험은 한 세트당 4 가지 보행 주파수 신호로 구성되었고, 총 3 회를 수행하였다. 피로도와 실험 순서가 데이터에 미치는 영향을 최소화하기 위해 각 세트 간에 약 5 분간의 휴식 시간을 두었고 각 세트의 실험 순서는 무작위로 설정하였다.
- 본 연구에서는 무릎 골관절염이 있는 8 명(여성 8 명, 연령 : 63.13±4.45 세)의 피험자가 참여하였다.
성능/효과
- 이는 선행 연구에서 보고된 보행 속도에 따른 양발 지지구간과 한발 지지구간에서의 에너지 유입에 대한 경향과 일치한다.2,3 느린 보행 속도에서는 양발 지지구간에서 일어나는 발목 밀어내기로 인해 손실되는 에너지를 보상한다. 하지만 속도가 증가할수록 발뒤꿈치 충돌로 인해 손실되는 에너지가 늘어나서 이를 한발 지지구간에서 허리를 제어함으로써 추가적으로 보상한다고 설명할 수 있다.
- 이때 다리 강성은 질량 중심의 수직 이동거리에 대한 수직 방향 지면 반력의 비율로 정의되었다. 강성은 양발 지지구간과 한발 지지구간에서 다르게 추정되었고, 보행 속도가 증가함에 따라 각 구간의 강성의 크기가 증가하는 것을 확인할 수 있었다.6
- 다리 강성의 경우, 청년군 및 정상 노인군에서 나타난 것과 같이 무릎 골관절염 환자에 대해서도 보행 속도가 증가함에 따라 다리 강성이 증가하는 것을 확인할 수 있었다. 한편 발목과 무릎 관절 강성은 보행 속도에 따라 큰 변화를 보이지 않았지만 허리 관절 강성은 보행 속도에 따라 증가하였다.
- 발목과 무릎의 경우에는 보행 속도에 따라 관절 강성이 큰 차이를 보이지 않지만 허리 관절에 경우 보행 속도가 증가할수록 관절 강성이 증가하는 것을 알 수 있었다. 발목과 무릎 관절의 경우, 보행 속도가 증가함에 따라 관절 토크도 점차 증가하는 경향을 보이지만 관절각도 변화량도 함께 증가하여 강성은 크게 변하지 않았다.
- 전체 다리 강성의 경우, 선행 연구에서 보행속도와 하지 강성의 관계가 밝혀진 바와 같이 정상 청년군과 노인군에서 보여진 결과와 동일하게 보행 속도가 증가할수록 한발 지지구간에서 다리 강성의 크기가 증가하는 것을 알 수 있다.7 보행 속도 전체 다리 강성 관계식은 y = 68.
- 한발 지지구간에서 모든 관절과 전체 다리에서 일정한 강성값들이 추정되었다. 전체 보행 주기에서 하나의 강성값으로 표현할 수 없지만 Fig. 6 과 같이 한발 지지구간에서 각 관절의 변위와 모멘트 간의 큰 연관성이 있는 것을 확인하였다.
- 피험자의 정상 상태 보행을 측정할 수 있도록 앞에서 설정된 보행 주파수를 메트로놈 신호로 들려주어 걷는 연습을 충분히 수행하였다. 본 실험은 한 세트당 4 가지 보행 주파수 신호로 구성되었고, 총 3 회를 수행하였다.
후속연구
- 이는 골관절염이 악화될수록 무릎 관절 운동이 스프링 같은 동역학적 특성이 급격히 떨어지는 것을 의미한다. 높은 무릎 골관절염 환자에 경우에도 관절 운동과 토크 간의 관계를 설명할 수 있는 연구가 뒤따른다면 질환의 정도를 추정하는 지표로 활용될 수 있다고 생각된다. 또한 더 많은 수의 무릎 골관절염 환자군을 대상으로 정상 청년군과 노인군을 직접적으로 비교하는 연구를 필요하다고 생각된다.
- 높은 무릎 골관절염 환자에 경우에도 관절 운동과 토크 간의 관계를 설명할 수 있는 연구가 뒤따른다면 질환의 정도를 추정하는 지표로 활용될 수 있다고 생각된다. 또한 더 많은 수의 무릎 골관절염 환자군을 대상으로 정상 청년군과 노인군을 직접적으로 비교하는 연구를 필요하다고 생각된다.
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