方法文章

用于研究动态运动中骨应变的特定受试者肌肉骨骼模型

DOI：

10.3791/56759

⸱

2018年4月11日

 , 
1School of Kinesiology, Ball State University, 2Life Fitness Inc.

本文内容

摘要

$$\rightleftharpoonup{xx}$$ $$\longleftharp{xx}$$, $$\longrightharp{xx}$$,

着地过程中，下肢骨骼会承受较大的机械载荷并发生变形。测量骨骼变形对于深入理解与冲击相关的骨应力性损伤机制至关重要。本研究采用一种新颖的方法，结合个体特异性肌肉骨骼建模与有限元分析，用于测量动态运动过程中胫骨的应变。

摘要

$$\rightleftharpoonup{xx}$$ $$\longleftharp{xx}$$, $$\longrightharp{xx}$$,

骨应力损伤在体育运动和军事训练中较为常见，训练过程中反复承受较大的地面冲击力可能是其成因。明确高地面冲击力对下肢骨变形的影响，对于深入理解骨应力损伤的发生机制至关重要。传统应变片测量方法已被用于研究胫骨的体内变形，但该方法存在若干局限性，包括操作具有侵入性、受试者数量有限，以及仅能获取骨表面小区域的应变数据。本研究旨在提出一种新方法，用于研究高冲击载荷条件下的胫骨应变。建立了一个个体化的肌肉骨骼模型，以代表一名健康男性（19岁，80公斤，身高1800毫米）。基于该受试者右胫骨的计算机断层扫描（CT）数据，构建了柔性的有限元胫骨模型。通过实验室动作捕捉系统，获取从不同高度（26、39、52厘米）下落着地时的运动学数据和地面反作用力。结合多体动力学计算机仿真与柔性胫骨的模态分析，量化了下落着地过程中的胫骨应变。计算所得的胫骨应变数据与既往体内研究结果具有良好一致性。显然，这种非侵入性方法可应用于大样本群体在高冲击活动中胫骨应变的研究，有助于更深入地理解胫骨应力性骨折的损伤机制。

引言

$$\rightleftharpoonup{xx}$$ $$\longleftharp{xx}$$, $$\longrightharp{xx}$$,

骨应力性损伤（如应力性骨折）属于严重的过度使用性损伤，需要长时间恢复，并带来显著的医疗成本1,2。应力性骨折在运动员和军人中均较为常见。在所有与运动相关的损伤中，应力性骨折占总数的10%3。特别是田径运动员，其损伤率更高，可达20%4。士兵也面临较高的应力性骨折发生率。例如，美国陆军报告的损伤率为6%1，而以色列陆军报告的损伤率则高达31%5。在所有报告的应力性骨折中，胫骨应力性骨折是最常见的类型6,7,8。

通常，胫骨应力性骨折风险较高的运动和体能训练与较大的地面冲击力有关（例如，跳跃、着地和变向动作）。在运动过程中，当足部接触地面时，地面冲击力会作用于人体。这种冲击力由肌肉骨骼系统和鞋具共同耗散。骨骼系统作为一系列杠杆，使肌肉能够施加力以吸收地面冲击力9。当腿部肌肉无法充分减缓地面冲击时，下肢骨骼就必须吸收残余的冲击力。在此过程中，骨结构会发生形变。反复吸收残余冲击力可能导致骨组织出现微损伤，这些微损伤不断累积，最终形成应力性骨折。迄今为止，关于骨骼对外部地面冲击力反应的研究信息仍然有限。研究胫骨在动态运动中如何响应高冲击力所施加的机械负荷具有重要意义。通过检测高冲击活动中胫骨的形变，有助于更深入地理解胫骨应力性骨折的发生机制。

测量骨变形的常规技术 体内 依赖仪器化应变计10,11,12,13,14,15需要通过外科手术将应变片植入骨表面。由于具有侵入性， 体内 研究受限于志愿者样本量较小。此外，应变计只能监测骨表面的有限区域。最近，一种利用计算机模拟分析骨应变的非侵入性方法被提出。16,17该方法能够结合肌肉骨骼建模与计算模拟，用于研究人体运动过程中的骨应变。

肌肉骨骼模型由骨骼和骨骼肌组成。骨骼由骨节段构成，这些骨节段是刚性或不可变形的物体。骨骼肌则通过比例-积分-微分（PID）算法建模为控制器。三参数PID控制利用估计误差来提高输出精度18。本质上，代表肌肉的PID控制器通过产生必要的力，随时间引起肌肉长度的变化，从而尝试复制身体运动。PID控制器利用长度/时间曲线中的误差来调整力，以重现该运动。该模拟过程提供了一种可行的解决方案，可协调所有肌肉协同工作，驱动骨骼并产生身体运动。

肌肉骨骼模型骨架中的一个或多个节段可被建模为柔性体，以实现对变形的测量。例如，胫骨可被分解为有限数量的单元，包含成千上万个单元和节点。可通过有限元（FE）分析来研究机械载荷对柔性胫骨的影响。有限元分析可计算各个单元随时间变化的载荷响应。随着骨单元和节点数量的增加，有限元分析的计算时间将显著增加。

为了在准确评估柔性体变形的同时降低计算成本，模态有限元（FE）分析已在汽车和航空航天工业中得到开发和应用19,20。该方法不再在时域内分析各个有限元单元对机械载荷的响应，而是在频域内基于不同的振动频率来评估物体的力学响应。该方法在提供精确变形测量的同时，显著减少了计算时间20。尽管模态有限元分析已广泛用于汽车和航空航天领域的机械疲劳研究，但其在人体运动科学中的应用却极为有限。Al Nazer et al. 采用模态有限元分析研究了人体步态过程中胫骨的变形，并报告了令人鼓舞的结果16,17。然而，他们的方法受到实验中仅使用有限运动学数据驱动计算机仿真的严重限制；仿真过程中未引入真实的地面冲击力。这种方法可能适用于研究步行等低冲击、缓慢运动，但对于高地面冲击运动的研究并不可行。因此，为了研究动态高冲击活动中下肢骨骼的力学响应，必须开发一种创新方法，以克服先前报道方法的局限性。具体而言，必须建立一种能够利用精确实验运动学数据和真实地面冲击力的方法。因此，本研究的目标是构建个体化的肌肉骨骼模型，结合多体动力学仿真与模态有限元分析，以研究高冲击活动中胫骨的应变。本研究选取不同高度的下落着地这一典型的动态高冲击运动来验证该方法。

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方案

$$\rightleftharpoonup{xx}$$ $$\longleftharp{xx}$$, $$\longrightharp{xx}$$,

实验遵循赫尔辛基宣言进行。在数据采集之前，受试者阅读并签署了由大学机构审查委员会批准的知情同意书，然后参与研究。

1. CT成像方案

  1. 将受试者带至配备CT扫描仪的场所。在进行CT扫描前，使用设备算法将CT机器参数设置如下：CT层厚0.625 mm，CT视野15 cm × 15 cm，峰值千伏（kVp）和毫安秒（mAs）参数采用自动设置。
  2. 要求受试者仰卧于一张可滑入CT扫描仪环形结构中的检查床上。在CT扫描过程中，要求受试者保持完全静止。分别对每条下肢从跟骨至股骨远端进行扫描。
  3. CT扫描完成后，以医学数字成像和通信（DICOM）格式导出CT图像。选择图像尺寸为512 × 512像素（灰度）。
    注：CT成像流程通常持续不到1小时。辐射剂量极低，其风险不高于常规X射线医疗检查所面临的辐射风险。

2. 人体测量方案

  1. 在实验室访问期间，运动捕捉开始前，测量受试者的体重（kg）、身高（mm）、左右髂前上棘（ASIS）之间的距离（mm）、腿长（mm）、膝关节宽度（mm）和踝关节宽度（mm）。
  2. 髂前上棘间距测量：使用卡尺测量左侧与右侧髂前上棘之间的直线距离。
  3. 腿长测量：使用卷尺测量双侧髂前上棘至内踝之间的直线距离。
  4. 膝关节宽度测量：使用卡尺测量双侧股骨外侧与内侧髁之间的直线距离。
  5. 踝关节宽度测量：使用卡尺测量双侧外踝与内踝之间的直线距离。
    注意：髂前上棘间距、腿长、膝关节和踝关节宽度将用于在生物力学软件（见材料表）中构建受试者模型，以进行运动学和动力学计算。

3. 动作捕捉方案

注意：所有使用的软件和工具请参见材料表。

  1. 反光标记的放置
    1. 将14毫米反光标记放置于受试者身体以下解剖骨性标志处：肩峰、胸锁关节、胸骨基底、第10椎骨后突th 胸椎、髂前上棘、髂后上棘（PSIS）、膝关节外侧线以上1.5 cm处、膝关节内侧线以上1.5 cm处、外踝、内踝、足跟后侧、第二跖骨基底部和第五跖骨基底部。
    2. 在大腿和小腿处分别放置带有四个标记点簇的半刚性塑料板。
      注意：为了获得更好的运动捕捉效果，建议受试者赤脚并穿着紧身衣物。此外，标记点放置步骤遵循一种改良的 "Plug-in-Gait" 实验方案21共使用39个反光标记点进行动作捕捉，其中34个标记点附着于下肢。
  2. 指导受试者在电动跑步机上以自选速度行走5分钟进行热身。
  3. 运动捕捉流程的房间空间校准
    1. 打开运动捕捉系统（12个高速红外相机）和两个测力台。启动运动捕捉软件程序。在主程序窗口中，打开“资源”面板。单击 "系统" 将摄像头频率设置为 200 Hz，测力台频率设置为 2,000 Hz。
    2. 在主程序窗口中，打开“工具”面板。单击 "系统准备" 按钮。单击 "校准相机". 点击 "开始"请一名研究人员在将要进行跳落动作的房间空间内挥动标准的5标记校准棒，以执行动态校准。点击 "停止" 在获取 5 s 的探头数据后。
    3. 将校准棒平放在地面上，使其与测力台的某个角落对齐，以确定校准空间的参考位置（原点）。点击 "设置体积原点" 在“系统准备”工具面板中。
  4. 运动捕捉软件程序中的受试者准备
    1. 在主程序窗口中，打开“资源”窗格。单击 "受试者" 标签。单击该标签 "从标记骨架创建新主题" 按钮。从提供的模板文件列表中选择一个标签模板。
    2. 在“属性”窗口中，输入受试者姓名以及体重（kg）、身高（mm）、双髂前上棘间距（mm）、左和右腿长度（mm）、左和右膝宽度（mm）、左和右踝宽度（mm）的数值。在“受试者资源”面板中，右键单击受试者名称，然后单击 "保存主题".
  5. 记录静态身体校准姿态
    1. 要求受试者双脚分开与肩同宽，静止站立于已校准房间的中央，双上肢向身体两侧水平伸展，确保身体上所有反光标记物均能充分暴露于摄像机视野中。
    2. 在主程序窗口中，打开工具窗格。单击 "受试者准备" 在“受试者捕捉”部分，单击标签 "开始" 记录一个持续3秒的运动试验作为静态校准试验。
  6. 功能关节中心测定步骤
    1. 功能髋关节中心
      1. 要求受试者单腿站立，另一条腿完全伸直并略微向前伸出。指导受试者以髋关节为轴心，按以下顺序移动伸直的腿：向前移动并返回中立位，向侧前方移动并返回中立位，向侧方移动并返回中立位，向后侧方移动并返回中立位，向后方移动并返回中立位，最后进行环转运动。
      2. 在主程序窗口中，打开“工具”面板，单击 "捕获" 在“捕获”部分，单击标签 "开始" 记录每项髋关节功能活动的运动试验。
    2. 功能性膝关节中心
      1. 要求受试者单腿站立，另一条腿保持30°髋关节过伸。指导受试者用非负重腿完成5次45°膝关节屈曲。
      2. 在“工具”面板的“捕获”部分，单击 "开始" 为每种功能性膝关节运动记录一次运动试验。
        注意：有关功能性关节手术的详细信息，请参见 Schwarz， 等22
  7. 下落着地动作的运动捕捉
    1. 随机使用三种不同的下落高度（26 cm、39 cm 和 52 cm）的顺序14.
    2. 将高度已调节的木箱放置好，其顶面面积为50 × 50 cm2 放置在铺有橡胶垫的地板上，木箱边缘距离测力台11 cm。要求受试者站在木箱表面。
    3. 指导受试者将其优势腿的脚直接伸至箱子前方，并将身体重心前移，从箱子上迈下。要求受试者双脚同时着地，每只脚分别落在不同的测力台上。
    4. 要求受试者保持站立姿势，直至该次动作捕捉完成。每种高度重复动作捕捉三次，以收集三次动作试验数据。
  8. 运动捕捉数据处理
    1. 打开动作捕捉软件程序。在程序的主窗口中，进入“通讯”面板。点击 "数据管理" 标签。选择一个已记录的运动试验，并在程序中打开。
    2. 在“工具”面板中，单击 "管道" 选项卡。从“当前流程”列表中，选择 "重建" 管道。单击 "运行" 单击按钮以启动重建过程，获取反射标记点的三维（3D）轨迹。
    3. 在“工具”窗格中，单击 "标记/编辑" 在“手动标记”部分，选择各个标记名称，并标注相应的3D轨迹。点击 "保存" 完成标注后，点击工具栏上的按钮。
    4. 在“工具”窗格中，单击 "流程" 在“可用操作”部分中，选择 "文件导出". 双击 "导出 C3D 流程". 点击 "运行" 单击按钮，将处理后的运动试验数据以坐标三维（C3D）格式导出为文件。
  9. 运动捕捉数据的生物力学分析
    1. 打开生物力学软件程序以进一步处理动作捕捉数据。从顶部菜单中，点击 "文件" 并点击 "打开/添加" 按钮。选择要导入生物力学软件程序的原始 C3D 文件。
    2. 从顶部菜单中，单击 "模型". 点击 "创建（添加静态校准文件）"从子菜单中选择 "来自C3D文件的混合模型"选择并打开静态校准C3D文件。
    3. 从顶部菜单中，单击 "模型"从下拉列表中，单击 "应用模型模板"选择并打开一个模型模板文件。单击 "模型" 工具栏上的标签。单击 "受试者数据 / 指标" 表。在“受试者数据”窗口中，修改“质量”和“身高”的数值，以使模型针对特定受试者。
    4. 点击 "模型" 工具栏上的标签。单击 "模型构建器高级后处理" 顶部菜单栏的按钮。在弹出的窗口中 "模型构建器高级后处理"，点击 "功能性关节" 标签。选择 "从工作区添加运动文件".
    5. 选择功能关节中心 C3D 文件。高亮显示已导入的功能关节文件。高亮显示与该文件匹配的功能关节。使用 "将起始帧设置为当前帧" 和 "将结束帧设置为当前帧" 选择运动试验的适当部分。点击 "计算已验证的标记点" 按钮。重复此过程以计算其他功能关节中心，从而优化骨骼模型。
    6. 点击 "模型" 顶部菜单栏上的按钮。选择 "为运动文件分配模型". 在弹出窗口中 "为运动数据分配模型"将特定于受试者的骨骼模型应用于所有运动试验。
    7. 点击 "管道" 工具栏上的按钮。在弹出的窗口中 "管道工作坊"，点击 "开放流程" 按钮。选择 "过滤靶点流程". 点击 "执行流程" 点击按钮，对运动捕捉试验的三维轨迹应用截止频率为10 Hz的四阶低通巴特沃斯滤波器。
    8. 点击 "管道" 工具栏上的按钮。在弹出的窗口中 "管道工作坊"，点击 "开放流程" 按钮。选择 "过滤力管道". 点击 "执行流程" 点击按钮，对运动捕捉试验中的地面反作用力应用截止频率为 60 Hz 的四阶低通巴特沃斯滤波器。
    9. 点击 "设置" 顶部菜单栏的按钮。在相应选项旁打勾 "使用处理后的模拟数据进行地面反作用力计算" 和 "使用已处理的目标对象进行模型/分割/基于链接模型项目的操作".
    10. 点击 "管道" 工具栏上的按钮。在弹出的窗口中 "管道工作坊"，点击 "开放流程" 按钮。选择 "基于模型的计算" 管道。单击 "执行流程" 按钮用于计算下肢关节运动学和动力学参数。
    11. 点击 "管道" 工具栏上的按钮。在弹出的窗口中 "管道工作坊"，点击 "开放流程" 按钮。选择 "导出 C3D 坐标" 管道。单击 "执行流程" 导出下肢视觉标记点处理后的三维坐标的按钮，以 C3D 文件格式保存。
    12. 点击 "管道" 工具栏上的按钮。在弹出的窗口中 "管道工作坊"，点击 "开放流程" 按钮。选择 "输出地面反作用力" 管道。单击 "执行流程" 单击按钮以二进制文件（文件扩展名：MAT）导出处理后的三维地面反作用力。
      注意：为了在着陆过程中保留高冲击峰值，采用60 Hz的截止频率对原始地面反作用力数据进行滤波。23.
  10. 为计算机模拟准备动作捕捉数据
    1. 打开计算机编程软件，导入滤波后的 C3D 数据文件和 MAT 数据文件。
    2. 导出包含下肢关节中心坐标的文本文件。将C3D数据文件和MAT数据文件转换为文本文件（文件扩展名为slf），供多体动力学仿真程序使用。

4. 受试者特异性建模流程

  1. 创建下肢骨骼模型
    1. 打开已安装人体建模插件的多体动力学仿真软件程序。在此过程中，人体建模插件模块将自动启动。在启动界面中，双击 "新建模型"图标，以打开模型构建控制面板。
    2. 在主建模面板中，在"人体测量数据库库"部分的下拉列表中选择通用身体模型（GeBOD）。在主建模面板中，设定身体质量（kg）、身高（mm）、性别和年龄（月）。
    3. 在主建模面板中，在"身体构型"部分，点击"下肢"单选按钮。从"单位"下拉列表中选择"毫米-千克-牛顿"。在主建模面板中，点击"应用"按钮，在"创建身体测量表"部分确认身体测量数据。继续点击"应用"按钮，在"创建人体节段"部分生成下肢骨骼基础模型。
      注：该模型根据个体的身高、质量、年龄和性别进行缩放。模型包含七个节段：骨盆、两个大腿、两个小腿和两只足（图1）。所有节段均被建模为刚体。
  2. 下肢关节建模
    1. 在主建模面板中，从主菜单下拉列表中选择"关节"，以打开关节配置面板。
    2. 在关节配置面板中，在"关节旋转元件"部分，点击"使用记录关节准备模型"旁边的按钮。在"弹簧阻尼器与关节限位属性"部分，输入以下参数：标称关节刚度为1 Nmm/°，标称关节阻尼为0.1 Nmm∙s/°，关节止动刚度为3.38E7 Nmm/°。继续通过勾选名称旁的单选按钮选择"左腿"和"右腿"。点击"应用"按钮，确认关节配置。
    3. 在主建模面板中，从主菜单的下拉列表中选择"工作流程"。从子菜单的下拉列表中选择"步态"和"校准"。在"关节中心数据"部分，输入受试者的下肢关节中心文件。
    4. 点击"加载"按钮，导入数据以修改关节中心的位置。在"加载静态试验"部分，输入静态校准运动捕捉试验数据（slf文件格式，生成方法见步骤3.8–3.10）。点击"加载"按钮，导入文件以参数化下肢骨骼模型。
      注：默认情况下，髋关节被配置为具有三个自由度的球面关节，膝关节被配置为具有一个自由度的旋转关节，踝关节被配置为具有两个自由度的万向节。
  3. 骨骼肌建模
    1. 在主建模面板中，从主菜单的下拉列表中选择"软组织"。从子菜单的下拉列表中选择"创建基础组织集"。在"肌肉收缩元件"部分，点击"使用记录肌肉元件准备模型"。
    2. 在"全局记录元件肌肉属性"部分，点击"更新的45块肌肉集"的单选按钮。
    3. 在"全局记录元件肌肉属性"部分，接受以下肌肉属性的默认设置：被动刚度为0.4448 N/mm，被动阻尼为1.75E-2 Ns/mm，肌肉静息载荷为0.4448 N。勾选"左腿"和"右腿"的单选按钮以分配肌肉。点击"应用"按钮，确认配置。
      注：45块下肢肌肉集包括以下肌肉：短收肌、长收肌、大收肌（三个群组）、股二头肌长头、股二头肌短头、趾长伸肌、拇长伸肌、趾长屈肌、拇长屈肌、腓肠肌、孖肌、臀大肌（三个群组）、臀中肌（三个群组）、臀小肌（三个群组）、股薄肌、腘绳肌、髂肌、腓肠肌外侧头、腓肠肌内侧头、耻骨肌、腓骨短肌、腓骨长肌、腓骨第三肌、梨状肌、腰大肌、股四头肌、股直肌、缝匠肌、半膜肌、半腱肌、比目鱼肌、阔筋膜张肌、胫骨前肌、胫骨后肌、股中间肌、股外侧肌、股内侧肌。

5. 多体动力学模拟

  1. 执行逆向运动学仿真
    1. 在主建模面板中，从主菜单的下拉列表中选择 "Workflow"。在子菜单的下拉列表中，选择 "Gait" 和 "Trial"。在 "Dynamic Trial Data" 部分，输入动态运动捕捉试验的文件名（slf 文件格式），然后点击 "Load" 按钮以导入数据。继续输入相应的地面反作用力数据文件（slf 文件格式），并点击 "Load" 按钮以导入数据。
    2. 在主建模面板中，从主菜单的下拉列表中选择 "_Analyze"。运行重新参数化分析，以调整模型姿态，使其与动态试验开始时的姿态一致。
    3. 打开仿真面板。禁用重力和地面反作用力的影响。将整个运动试验的时长设为仿真的持续时间。
    4. 设定仿真时间步长为 100 步/秒。运行由运动捕捉数据驱动的逆向运动学仿真。保存逆向运动学仿真分析结果。
  2. 创建运动追踪代理
    1. 打开运动追踪代理创建面板。接受默认的追踪器名称：MA_Track。
    2. 将平移刚度和平移阻尼分别设置为 10 N/mm 和 10 Ns/mm，将旋转刚度和旋转阻尼分别设置为 1,000 Nmm/° 和 1,000 Nmms/°。将所有平移和旋转自由度均设为“受驱动”（Driven）。
    3. 注：由于前向动力学仿真仅使用下肢模型，因此需要运动追踪器来补偿因缺乏上身运动而引起的不稳定性。
  3. 训练腿部肌肉
    1. 打开软组织配置面板。选择“闭环简单”（Closed-loop Simple）作为肌肉模型。设置以下肌肉模型参数：比例增益（Proportional Gain）为 1.0E6，积分增益（Integral Gain）为 1.0E6，微分增益（Derivative Gain）为 1.0E4。
    2. 选择逆向运动学仿真分析作为肌肉训练的目标。应用肌肉训练。
  4. 导入柔性胫骨
    1. 打开柔性体导入面板。使用三个已知标记点及其在柔性胫骨表面的对应节点进行对齐映射（Alignment Mapping）。
    2. 选择将被柔性胫骨替换的刚性胫骨。选择代表柔性胫骨的 MNF 文件。选择肌肉附着映射文件，以便将腿部肌肉重新附着到柔性胫骨上。将柔性胫骨导入肌肉骨骼模型中。
  5. 在包含柔性胫骨的情况下执行前向动力学仿真
    1. 打开仿真面板。启用重力和地面反作用力的影响。禁用运动代理（motion agents）的作用。
    2. 选择对整个运动试验的时长进行仿真。设置仿真时间步长为 100 步/秒。运行由已训练肌肉驱动的前向动力学仿真。保存前向动力学分析结果。

6. 创建灵活的胫骨模型

  1. 创建三维表面网格模型
    1. 打开图像处理程序。以DICOM格式导入CT切片图像。使用区域生长法创建掩膜，以分离骨组织与周围软组织。
    2. 查找胫骨与腓骨相连的CT切片。沿两骨连接处擦除掩膜，从而分离胫骨与腓骨。
    3. 再次使用区域生长法创建第二个掩膜，仅包含胫骨。逐层检查CT切片，识别胫骨掩膜中存在的空腔，并将空腔填充。基于填充后的胫骨掩膜生成三维胫骨对象。将该三维胫骨对象导出为绘图交换格式（DXF）文件。
  2. 创建有限元胫骨模型
    1. 打开有限元分析软件。导入扩展名为DXF的三维胫骨模型文件。
    2. 执行Sweep命令以去除重复的单元和节点。执行Volume Mesh命令，生成由3 mm × 3 mm × 3 mm六面体单元构成的有限元胫骨模型。为所有单元分配以下材料属性：弹性模量17 GPa，泊松比0.3，密度1.9E-6 Kg/cm3。
      注：材料属性被赋予每个单元，假设骨组织在动态运动过程中所经历的应变范围内具有各向同性24,25,26。
  3. 创建柔性胫骨模型
    1. 在主控制面板中，点击 "Geometry & Mesh" 选项卡。选择 "Geometry & Mesh"。在弹出的 "Geometry & Mesh" 窗口中，在 "Mesh" 区域点击 "Add nodes"，创建两个新节点，分别代表膝关节和踝关节的中心。
    2. 在主控制面板中，点击 "Links" 选项卡。选择RBE2。在RBE2弹出窗口中，创建类型为2的刚体单元（RBE2）连接，将关节节点与膝关节和踝关节表面的表面节点连接起来。
    3. 在主控制面板中，点击 "Boundary Conditions" 选项卡。在 "Boundary Conditions" 区域点击 "New" 按钮。选择 "DOF_Set Nodes"。在弹出的 "Boundary Condition Properties" 窗口中，为两个RBE2关节节点各分配六个自由度，以创建边界条件。
    4. 在主控制面板中，点击 "Loadcases" 选项卡。在 "Loadcases" 区域点击 "New"，选择 "Adams Craig-Bampton"19。在弹出的 "Loadcase Properties" 窗口中，点击 "DOF-Set Nodes"，并选择上一步创建的dofset_nodes。
    5. 在主控制面板中，点击 "Jobs" 选项卡。在 "Jobs" 区域点击 "New"。选择 "Structural"。在弹出的 "Job Properties" 窗口中，选择上一步创建的载荷工况。点击 "Job Results" 按钮。在弹出的 "Results" 窗口中，选择 "Stress" 和 "Strain"。同时选择 "Kilogram" 作为质量单位，"Newton" 作为力单位，"Millimeter" 作为长度单位，"Second" 作为时间单位。点击 "Run" 按钮。
    6. 在弹出的 "Run Job" 窗口中，点击 "Submit" 按钮，提交作业以进行有限元仿真，并生成胫骨的模态中性文件（MNF）16。

7. 菌株数据分析

  1. 导出骨应变数据
    1. 打开多体仿真程序的后处理器。加载耐久性插件程序。
    2. 通过点击仿真名称打开包含柔性胫骨的仿真。导出代表胫骨中段骨干前内侧区域节点的最大主应变、最小主应变和最大剪切应变。
  2. 处理原始应变数据
    1. 打开用于数据处理的计算机编程软件。导入原始应变数据。对原始数据应用截止频率为 15 Hz 的四阶低通巴特沃斯滤波器。

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结果

$$\rightleftharpoonup{xx}$$ $$\longleftharp{xx}$$, $$\longrightharp{xx}$$,

一名健康的白人男性（19岁，身高1,800 mm，体重80 kg）自愿参与本研究。在数据采集前，受试者阅读并签署了由大学机构审查委员会批准的知情同意书，随后参与研究。本实验遵循《赫尔辛基宣言》进行。实验根据以下方案执行。

为了验证前向动力学模拟的准确性，将模拟得到的下肢关节角度与通过生物力学分析程序处理的动作捕捉数据中测得的相应关节角度进行比较。使用统计分析软件计算上述比较的互相关系数。互相关计算允许正负方向各10个滞后点，每个滞后点对应前向动力学模拟中的一个时间步长（0.01 s）。确定了最大互相关系数。

目视检查 图2, 图3，和 图4...

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讨论

$$\rightleftharpoonup{xx}$$ $$\longleftharp{xx}$$, $$\longrightharp{xx}$$,

本研究旨在开发一种非侵入性方法，用于测定胫骨在高冲击活动期间的变形情况。量化冲击载荷引起的胫骨应变将有助于更好地理解胫骨应力性骨折的发生机制。在本研究中，建立了一个个体化的肌肉骨骼模型，并通过计算机模拟重现了在实验室环境中进行的下落着地动作。研究考察了下落着地高度对胫骨应变的影响。结果表明，随着下落着地高度的增加，最大主应变的峰值也随之升高。此外，在三种着地条件下，52 cm条件产生的峰值最大主应变、最小主应变以及最大剪切应变均为最高。

有限 体内 关于跳跃落地对胫骨应变影响的数据，文献中已有相关报道。Milgrom 等，报告了从三个不同高度（26、39、52 cm）着陆时的最大主应变范围为 896–1,007 µstrain14. Ekenman 等 报告了从45 cm高度着陆时平均应变为2,128 µstrain13计算机模拟结果显示，从三个不同高度（26、39、52 cm）着地时的最大主应变介于1,160–1,410 µstra...

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披露

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作者声明不存在竞争性经济利益。

致谢

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美国陆军部 #W81XWH-08-1-0587，#W81XWH-15-1-0006；鲍尔州立大学 2010 年 ASPiRE 项目资助。

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材料

本文使用的材料清单
姓名公司目录编号评论
CT 扫描仪GE Medical SystemN/ALight Speed VCT。用于进行胫骨 CT 扫描。
运动捕捉系统Vicon IncN/AVicon FX40 高速相机。用于进行三维运动捕捉。
测力台AMTI IncN/A采集三维地面反作用力
Vicon NexusVicon IncN/A运动捕捉软件程序。用于处理视觉标记点轨迹数据。
Visual 3DC-Motion IncN/A生物力学分析软件。用于计算人体运动的三维运动学和动力学参数。
MATLABMathworks IncN/A计算机编程软件。用于原始数据滤波、数据转换和数据处理。
ADAMS 2012MSC Software IncN/A多体动力学计算机仿真程序。
LifeMODLifemodeler IncN/AADAMS 中的软件插件。用于构建人体肌肉骨骼模型。
MIMICS 13Materialise IncN/A图像处理程序。一种三维建模工具，用于处理影像数据。从 CT 扫描创建三维胫骨模型。
MARC 2012MSC Software IncN/A有限元分析软件。用于体网格划分、生成胫骨有限元模型以及运行模态有限元分析。
SPSS 19IBM IncN/A统计分析软件。

参考文献

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  1. Brukner, P., Bennell, K., Matheson, G. Stress fracture. , Blackwell Science. Victoria, Australia. (1999).
  2. Zadpoor, A., Nikooyan, A. The relationship between lower-extremity stress fractures and the ground reaction force: A systematic review. Clin Biomech. 26, 23-28 (2011).
  3. Matheson, G. O., Clement, D. B., McKenzie, D. C., Taunton, J. E., Lioyd-Smith, D. R., Maclntyre, J. G. Stress fractures in athletes. A study of 320 cases. Am J Sports Med. 15, 46-58 (1987).
  4. Bennell, K., Grimston, S. Risk factors for developing stress fractures. Musculoskeletal fatigue and stress fractures. Burr, D., Milgrom, C. , CRC Press. New York. 15-33 (2001).
  5. Milgrom, C., Giladi, M., Stein, M., Kashtan, H., Margulies, J. Y., Chisin, R., Stenberg, R., Aharonson, Z. Stress fractures in military recruits. A prospective study showing an unusually high incidence. J Bone Joint Surg Br. 67, 732-735 (1985).
  6. Almeida, S. A., Williams, K. M., Shaffer, R. A., Brodine, S. K. Epidemiological patterns of musculoskeletal injuries and physical training. Med Sci Sports Exerc. 31, 1176-1182 (1999).
  7. Jones, B. H., Knapik, J. J. Physical training and exercise-related injuries, surveillance, research and injury prevention in military populations. Sports Med. 27, 111-125 (1999).
  8. Jones, B. H., Thacker, S., Gilchrist, J., Kimsey, C. D., Sosin, D. M. Prevention of lower extremity stress fractures in athletes and soldiers: a systematic review. Epidemiol Rev. 24, 228-247 (2002).
  9. Voloshin, A., Wosk, J. An in vivo study of low back pain and shock absorption in the human locomotor system. J Biomech. 15, 21-27 (1982).
  10. Burr, D. B., Milgrom, C., Fyhrie, D., Forwood, M., Nyska, M., Finestone, A., Hoshaw, S., Saiag, E., Simkin, A. In vivo measurement of human tibial strains during vigorous activity. Bone. 18, 405-410 (1996).
  11. Ekenman, I., Halvorsen, K., Westblad, P., Fellander-Tsai, L., Rolf, C. The reliability and validity of an instrumented staple system for in vivo measurement of local bone deformation. An in vitro study. Scand J Med Sci Sports. 8, 172-176 (1998).
  12. Lanyon, L. E., Hampson, W. G., Goodship, A. E., Shah, J. S. Bone deformation recorded in vivo from strain gauges attached to the human tibial shaft. Acta Orthop Scand. 46, 256-268 (1975).
  13. Ekenman, I., Halvorsen, K., Westblad, P., Tsai, L. F., Rolf, C. Local bone deformation at two predominant sites for stress fractures of the tibia: an in vivo study. Foot Ankle Int. 19, 479-484 (1998).
  14. Milgrom, C., Finestone, A., Levi, Y., Simkin, A., Ekenman, I., Mendelson, S., Millgram, M., Nyska, M., Benjuya, N., Burr, D. Do high impact exercises produce higher tibial strains than running? Br J Sports Med. 34, 195-199 (2000).
  15. Milgrom, C., Finestone, A., Simkin, A., Ekenman, I., Mendelson, S., Millgram, M., Nyska, M., Larsson, E., Burr, D. In-vivo strain measurements to evaluate the strengthening potential of exercises on the tibial bone. J Bone Joint Surg Br. 82, 591-594 (2000).
  16. Al Nazer, R., Rantalainen, T., Heinonen, A., Sievanen, H., Mikkola, A. Flexible multibody simulation approach in the analysis of tibial strain during walking. J Biomech. 41, 1036-1043 (2008).
  17. Al Nazer, R., Klodowski, A., Rantalainen, T., Heinonen, A., Sievanen, H., Mikkola, A. A full body musculoskeletal model based on flexible multibody simulation approach utilised in bone strain analysis during human locomotion. Comput Method Biomec. 14, 573-579 (2011).
  18. Johnson, M. A., Moradi, M. H., Crowe, J. PID control: new identification and design methods. , Springer. New York. 543(2005).
  19. Craig, R. R., Bampton, M. C. C. Coupling of substructures for dynamics analysis. American Institute of Aeronautics and Astronautics Journal. 6, 1313-1319 (1968).
  20. Wasfy, T. M., Noor, A. K. Computational strategies for flexible multibody systems. Appl Mech Rev. 56, 553-613 (2003).
  21. Kadaba, M. P., Ramakrishnan, H. k, Wootten, M. E. Measurement of lower extremity kinematics during level walking. J Orthop Res. 8, 383-392 (1990).
  22. Schwartz, M. H., Rozumalski, A. A new method for estimating joint parameters from motion data. J Biomech. 38, 107-116 (2005).
  23. Devita, P., Skelly, W. A. Effect of landing stiffness on joint kenetics and energetic in the lower extremity. Med Sci Sports Exerc. 24, 108-115 (1992).
  24. Dong, X. N., Guo, X. E. The dependence of transversely isotropic elasticity of human femoral cortical bone on porosity. J Biomech. 37, 1281-1287 (2004).
  25. Schileo, E., Taddei, F., Malandrino, A., Cristofolini, L., Viceconti, M. Subject-specific finite element models can accurately predict strain levels in long bones. J Biomech. 40, 2982-2989 (2007).
  26. Pattin, C. A., Caler, W. E., Carter, D. R. Cyclic mechanical property degradation during fatigue loading of cortical bone. J Biomech. 29, 69-79 (1996).
  27. Lifemodeler, I. Lifemod Manual. , Lifemodeler Inc. San Clemente, CA. (2010).

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