Name: 动态运动过程中骨应变的学科特异性肌肉模型研究 (视频) | JoVE Journal
Uploaded: 2018-04-11T12:30:00.000+00:00
Duration: 9 min 32 s
Description: 了解基于CT扫描与有限元分析建立学科特异性肌肉骨骼模型，用于量化动态运动中胫骨应变的方法。该技术为非侵入性研究骨强度与应力性损伤机制提供了新途径。

ai_agent_IP

ai_agent

maintenance

instantTrialDurationMinutes

isBiopharma

enableNewMyJoveSectionDesign

educationFeatures

seoMetaApi

ai_copilot_institution_blacklist

ai_chat_institution_blacklist

freeAccessWindow

ssoRoleCapture

scheduledMaintenanceBanner

joveLabsFeatures

disable_autoplay_for_bots

extended_trial_duration

5 minutes

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。

<ol><li>Brukner, P., Bennell, K., Matheson, G. <a target="_blank" href="http://scholar.google.com/scholar?hl=en&safe=off&q=author%3aBrukner%2C+P+%22Stress+fracture%22">Stress fracture</a>. , Blackwell Science. Victoria, Australia. (1999).</li>
<li>Zadpoor, A., Nikooyan, A. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((The+relationship+between+lower-extremity+stress+fractures+and+the+ground+reaction+force%3A+A+systematic+review%5BTitle%5D)+AND+%22Clin+Biomech%22%5BJournal%5D)">The relationship between lower-extremity stress fractures and the ground reaction force: A systematic review.</a> Clin Biomech. 26, 23-28 (2011).</li>
<li>Matheson, G. O., Clement, D. B., McKenzie, D. C., Taunton, J. E., Lioyd-Smith, D. R., Maclntyre, J. G. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Stress+fractures+in+athletes.+A+study+of+320+cases%5BTitle%5D)+AND+%22Am+J+Sports+Med%22%5BJournal%5D)">Stress fractures in athletes. A study of 320 cases.</a> Am J Sports Med. 15, 46-58 (1987).</li>
<li>Bennell, K., Grimston, S. Risk factors for developing stress fractures. <a target="_blank" href="http://scholar.google.com/scholar?hl=en&safe=off&q=author%3aBennell%2C+K+%22Musculoskeletal+fatigue+and+stress+fractures%22">Musculoskeletal fatigue and stress fractures</a>. Burr, D., Milgrom, C. , CRC Press. New York. 15-33 (2001).</li>
<li>Milgrom, C., Giladi, M., Stein, M., Kashtan, H., Margulies, J. Y., Chisin, R., Stenberg, R., Aharonson, Z. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Stress+fractures+in+military+recruits.+A+prospective+study+showing+an+unusually+high+incidence%5BTitle%5D)+AND+%22J+Bone+Joint+Surg+Br%22%5BJournal%5D)">Stress fractures in military recruits. A prospective study showing an unusually high incidence.</a> J Bone Joint Surg Br. 67, 732-735 (1985).</li>
<li>Almeida, S. A., Williams, K. M., Shaffer, R. A., Brodine, S. K. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Epidemiological+patterns+of+musculoskeletal+injuries+and+physical+training%5BTitle%5D)+AND+%22Med+Sci+Sports+Exerc%22%5BJournal%5D)">Epidemiological patterns of musculoskeletal injuries and physical training.</a> Med Sci Sports Exerc. 31, 1176-1182 (1999).</li>
<li>Jones, B. H., Knapik, J. J. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Physical+training+and+exercise-related+injuries%2C+surveillance%2C+research+and+injury+prevention+in+military+populations%5BTitle%5D)+AND+%22Sports+Med%22%5BJournal%5D)">Physical training and exercise-related injuries, surveillance, research and injury prevention in military populations.</a> Sports Med. 27, 111-125 (1999).</li>
<li>Jones, B. H., Thacker, S., Gilchrist, J., Kimsey, C. D., Sosin, D. M. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Prevention+of+lower+extremity+stress+fractures+in+athletes+and+soldiers%3A+a+systematic+review%5BTitle%5D)+AND+%22Epidemiol+Rev%22%5BJournal%5D)">Prevention of lower extremity stress fractures in athletes and soldiers: a systematic review.</a> Epidemiol Rev. 24, 228-247 (2002).</li>
<li>Voloshin, A., Wosk, J. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((An+in+vivo+study+of+low+back+pain+and+shock+absorption+in+the+human+locomotor+system%5BTitle%5D)+AND+%22J+Biomech%22%5BJournal%5D)">An in vivo study of low back pain and shock absorption in the human locomotor system.</a> J Biomech. 15, 21-27 (1982).</li>
<li>Burr, D. B., Milgrom, C., Fyhrie, D., Forwood, M., Nyska, M., Finestone, A., Hoshaw, S., Saiag, E., Simkin, A. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((In+vivo+measurement+of+human+tibial+strains+during+vigorous+activity%5BTitle%5D)+AND+%22Bone%22%5BJournal%5D)">In vivo measurement of human tibial strains during vigorous activity.</a> Bone. 18, 405-410 (1996).</li>
<li>Ekenman, I., Halvorsen, K., Westblad, P., Fellander-Tsai, L., Rolf, C. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((The+reliability+and+validity+of+an+instrumented+staple+system+for+in+vivo+measurement+of+local+bone+deformation.+An+in+vitro+study%5BTitle%5D)+AND+%22Scand+J+Med+Sci+Sports%22%5BJournal%5D)">The reliability and validity of an instrumented staple system for in vivo measurement of local bone deformation. An in vitro study.</a> Scand J Med Sci Sports. 8, 172-176 (1998).</li>
<li>Lanyon, L. E., Hampson, W. G., Goodship, A. E., Shah, J. S. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Bone+deformation+recorded+in+vivo+from+strain+gauges+attached+to+the+human+tibial+shaft%5BTitle%5D)+AND+%22Acta+Orthop+Scand%22%5BJournal%5D)">Bone deformation recorded in vivo from strain gauges attached to the human tibial shaft.</a> Acta Orthop Scand. 46, 256-268 (1975).</li>
<li>Ekenman, I., Halvorsen, K., Westblad, P., Tsai, L. F., Rolf, C. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Local+bone+deformation+at+two+predominant+sites+for+stress+fractures+of+the+tibia%3A+an+in+vivo+study%5BTitle%5D)+AND+%22Foot+Ankle+Int%22%5BJournal%5D)">Local bone deformation at two predominant sites for stress fractures of the tibia: an in vivo study.</a> Foot Ankle Int. 19, 479-484 (1998).</li>
<li>Milgrom, C., Finestone, A., Levi, Y., Simkin, A., Ekenman, I., Mendelson, S., Millgram, M., Nyska, M., Benjuya, N., Burr, D. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Do+high+impact+exercises+produce+higher+tibial+strains+than+running%3F%5BTitle%5D)+AND+%22Br+J+Sports+Med%22%5BJournal%5D)">Do high impact exercises produce higher tibial strains than running?</a> Br J Sports Med. 34, 195-199 (2000).</li>
<li>Milgrom, C., Finestone, A., Simkin, A., Ekenman, I., Mendelson, S., Millgram, M., Nyska, M., Larsson, E., Burr, D. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((In-vivo+strain+measurements+to+evaluate+the+strengthening+potential+of+exercises+on+the+tibial+bone%5BTitle%5D)+AND+%22J+Bone+Joint+Surg+Br%22%5BJournal%5D)">In-vivo strain measurements to evaluate the strengthening potential of exercises on the tibial bone.</a> J Bone Joint Surg Br. 82, 591-594 (2000).</li>
<li>Al Nazer, R., Rantalainen, T., Heinonen, A., Sievanen, H., Mikkola, A. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Flexible+multibody+simulation+approach+in+the+analysis+of+tibial+strain+during+walking%5BTitle%5D)+AND+%22J+Biomech%22%5BJournal%5D)">Flexible multibody simulation approach in the analysis of tibial strain during walking.</a> J Biomech. 41, 1036-1043 (2008).</li>
<li>Al Nazer, R., Klodowski, A., Rantalainen, T., Heinonen, A., Sievanen, H., Mikkola, A. <a target="_blank" href="https://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed/21302163">A full body musculoskeletal model based on flexible multibody simulation approach utilised in bone strain analysis during human locomotion.</a> Comput Method Biomec. 14, 573-579 (2011).</li>
<li>Johnson, M. A., Moradi, M. H., Crowe, J. <a target="_blank" href="http://scholar.google.com/scholar?hl=en&safe=off&q=author%3aJohnson%2C+MA+%22PID+control%3A+new+identification+and+design+methods%22">PID control: new identification and design methods</a>. , Springer. New York. 543(2005).</li>
<li>Craig, R. R., Bampton, M. C. C. <a target="_blank" href="https://arc.aiaa.org/doi/abs/10.2514/3.4741">Coupling of substructures for dynamics analysis.</a> American Institute of Aeronautics and Astronautics Journal. 6, 1313-1319 (1968).</li>
<li>Wasfy, T. M., Noor, A. K. <a target="_blank" href="http://appliedmechanicsreviews.asmedigitalcollection.asme.org/article.aspx?articleid=1397819">Computational strategies for flexible multibody systems.</a> Appl Mech Rev. 56, 553-613 (2003).</li>
<li>Kadaba, M. P., Ramakrishnan, H. k, Wootten, M. E. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Measurement+of+lower+extremity+kinematics+during+level+walking%5BTitle%5D)+AND+%22J+Orthop+Res%22%5BJournal%5D)">Measurement of lower extremity kinematics during level walking.</a> J Orthop Res. 8, 383-392 (1990).</li>
<li>Schwartz, M. H., Rozumalski, A. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((A+new+method+for+estimating+joint+parameters+from+motion+data%5BTitle%5D)+AND+%22J+Biomech%22%5BJournal%5D)">A new method for estimating joint parameters from motion data.</a> J Biomech. 38, 107-116 (2005).</li>
<li>Devita, P., Skelly, W. A. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Effect+of+landing+stiffness+on+joint+kenetics+and+energetic+in+the+lower+extremity%5BTitle%5D)+AND+%22Med+Sci+Sports+Exerc%22%5BJournal%5D)">Effect of landing stiffness on joint kenetics and energetic in the lower extremity.</a> Med Sci Sports Exerc. 24, 108-115 (1992).</li>
<li>Dong, X. N., Guo, X. E. <a target="_blank" href="http://citeseerx.ist.psu.edu/viewdoc/download?doi=10.1.1.467.4983&rep=rep1&type=pdf">The dependence of transversely isotropic elasticity of human femoral cortical bone on porosity.</a> J Biomech. 37, 1281-1287 (2004).</li>
<li>Schileo, E., Taddei, F., Malandrino, A., Cristofolini, L., Viceconti, M. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Subject-specific+finite+element+models+can+accurately+predict+strain+levels+in+long+bones%5BTitle%5D)+AND+%22J+Biomech%22%5BJournal%5D)">Subject-specific finite element models can accurately predict strain levels in long bones.</a> J Biomech. 40, 2982-2989 (2007).</li>
<li>Pattin, C. A., Caler, W. E., Carter, D. R. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Cyclic+mechanical+property+degradation+during+fatigue+loading+of+cortical+bone%5BTitle%5D)+AND+%22J+Biomech%22%5BJournal%5D)">Cyclic mechanical property degradation during fatigue loading of cortical bone.</a> J Biomech. 29, 69-79 (1996).</li>
<li>Lifemodeler, I. <a target="_blank" href="http://scholar.google.com/scholar?hl=en&safe=off&q=author%3aLifemodeler%2C+I+%22Lifemod+Manual%22">Lifemod Manual</a>. , Lifemodeler Inc. San Clemente, CA. (2010).</li>
</ol>

作者声明不存在竞争性经济利益。

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...

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。

<table><tbody><tr><td>CT 扫描仪</td><td>GE Medical System</td><td>N/A</td><td>Light Speed VCT。用于进行胫骨 CT 扫描。</td></tr><tr><td>运动捕捉系统</td><td>Vicon Inc</td><td>N/A</td><td>Vicon FX40 高速相机。用于进行三维运动捕捉。</td></tr><tr><td>测力台</td><td>AMTI Inc</td><td>N/A</td><td>采集三维地面反作用力</td></tr><tr><td>Vicon Nexus</td><td>Vicon Inc</td><td>N/A</td><td>运动捕捉软件程序。用于处理视觉标记点轨迹数据。</td></tr><tr><td>Visual 3D</td><td>C-Motion Inc</td><td>N/A</td><td>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。</td></tr><tr><td>MATLAB</td><td>Mathworks Inc</td><td>N/A</td><td>计算机编程软件。用于原始数据滤波、数据转换和数据处理。</td></tr><tr><td>ADAMS 2012</td><td>MSC Software Inc</td><td>N/A</td><td>多体动力学计算机仿真程序。</td></tr><tr><td>LifeMOD</td><td>Lifemodeler Inc</td><td>N/A</td><td>ADAMS 中的软件插件。用于构建人体肌肉骨骼模型。</td></tr><tr><td>MIMICS 13</td><td>Materialise Inc</td><td>N/A</td><td>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。</td></tr><tr><td>MARC 2012</td><td>MSC Software Inc</td><td>N/A</td><td>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。</td></tr><tr><td>SPSS 19</td><td>IBM Inc</td><td>N/A</td><td>统计分析软件。</td></tr></tbody></table>

用于研究动态运动中骨应变的特定受试者肌肉骨骼模型

Subject-specific Musculoskeletal Model for Studying Bone Strain During Dynamic Motion

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。

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经大学机构审查委员会批准的知情同意书，随后参与研究。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。互相关计算允许在正负方向上各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...

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。

骨应力损伤在体育运动和军事训练中较为常见。训练期间反复承受较大的地面冲击力可能是其成因。

本实验的总体目标是创建一个用于骨应变分析的个体化肌肉骨骼模型。该方法有助于回答生物医学工程领域中的关键问题，例如量化人体在动态运动过程中的骨变形。该技术的主要优势在于采用了一种无创方法来研究动态体力活动期间的骨强度。本实验操作将由本实验室的研究生 Marisa Loo 和 Kerstyn Hall 演示。开始此操作前，需对受试者进行 CT 扫描和人体测量学测量。随后，按照文本方案中所述，在参与者身体上放置 14 mm 的反射标记点。在受试者的大腿和小腿上放置带有四个标记簇的半刚性塑料板。将受试者信息输入动作捕捉程序后，要求他们双脚与肩同宽，静止站立在已校准房间的中央。然后要求他们将上肢向两侧伸展，使所有反射标记均能充分暴露于摄像机视野中。在主程序窗口中，打开工具面板，点击受试者准备选项卡。在受试者采集部分，点击“开始”以记录一次持续三秒的运动试验，作为静态校准试验。为了开始确定功能性的髋关节中心，请受试者单腿站立，同时将另一条腿完全伸展并略微向前伸出。指导受试者将伸直的腿围绕髋关节向前移动，然后回到中立位；再向侧前方移动，然后回到中立位；接着向侧方移动，再回到中立位。随后，让受试者将同一条腿围绕髋关节向后外侧移动，然后回到中立位。向后移动，再回到中立位。接着进行环转运动。在主程序窗口中，打开工具窗格，单击捕获选项卡，然后在捕获部分单击“开始”，以记录每次功能性髋关节运动的运动试验。为了开始确定功能性膝关节中心，要求受试者单腿站立，同时使另一条腿保持30度的髋关节过伸。接下来，指导受试者用非负重腿进行45度的膝关节屈曲。让他们重复此操作五次。在工具窗格的捕获部分，单击“开始”以记录每次功能性膝关节运动的运动试验。将已调节高度的木箱放置在覆盖有橡胶垫的地板区域上，并确保其距离测力台边缘约11 cm。接下来，要求受试者站在箱子上。指导受试者将其优势腿直接向前伸出至箱子前方，然后将身体重心前移并迈下箱子。受试者的双腿应同时着地，每只脚分别落在不同的测力台上，并要求受试者保持站立姿势，直至该次试验的动作捕捉完成。对每个高度重复进行三次动作捕捉，以收集三次动作试验数据。首先，打开动作捕捉软件程序。在主窗口中，进入通信面板，点击数据管理选项卡，并选择其中一个已记录的动作试验。在程序中打开试验数据。在工具面板中，点击“流程”选项卡。从当前流程列表中选择重建流程，点击运行按钮以启动重建过程，获得反光标记点的三维轨迹。转到工具面板，点击标签编辑选项卡，在手动标记部分选择各个标记点名称，并标注相应的三维轨迹。标记完成后，点击工具栏上的保存按钮。要开始创建下肢骨骼模型，请打开安装了人体建模插件的多体动力学仿真软件程序。在启动界面中，双击新模型图标以打开模型构建控制面板，在主建模面板的人体测量数据库库部分，从下拉列表中选择通用身体模型，设定体重、身高、性别和年龄。在主建模面板的身体构型部分，点击下半身单选按钮，在单位下拉列表中选择 mm、kg、Newton；点击创建身体测量表部分的“应用”按钮，以确认身体测量参数。继续点击创建人体节段部分的“应用”按钮，以生成下半身骨骼基础模型。开始对下肢关节进行建模时，打开主建模面板中的主菜单下拉列表，选择“关节”以打开关节配置面板。在关节配置面板的关节旋转元件部分，点击“准备带有记录关节的模型”旁边的按钮。在弹簧阻尼器和关节限位属性部分，输入名义关节刚度、名义关节阻尼和关节止动刚度的参数，如图所示。继续通过选中相应的单选按钮来选择左腿和右腿，然后单击应用按钮以确认关节配置。之后，在主建模面板的主菜单下拉列表中打开菜单并选择工作流程，在子菜单下拉列表中选择步态与校准，在关节中心数据部分输入受试者的下肢关节中心文件。然后单击加载按钮以导入数据并调整关节中心的位置，在加载静态试验部分输入静态校准的运动捕捉试验数据。单击加载按钮以导入文件并参数化下半身骨骼模型。要开始建模骨骼肌，请在主建模面板的主菜单下拉选项中选择“软组织”，然后在子菜单下拉选项中选择“创建基础组织集”。在肌肉收缩单元元素部分，单击“使用记录的肌肉元素准备模型”。接下来，在全局记录元素肌肉属性部分，单击对应于更新后的45块肌肉组的单选按钮，然后接受此处所示的肌肉属性默认设置。选中左侧腿和右侧腿的单选按钮以进行肌肉分配，然后单击应用按钮以确认配置。在本研究中，采用一种非侵入性方法来测定胫骨在高冲击活动期间的变形情况。通过将前向动力学仿真得到的下肢关节角度与运动捕捉数据中测得的相应关节角度进行比较，验证仿真的准确性。这些比较涵盖了三种下落高度下的踝关节角度、膝关节角度和髋关节角度，其中垂直线表示冲击时刻。可以看出，仿真结果与实验数据在很大程度上吻合，表明该仿真本身具有较高的准确性。随后使用统计分析软件计算实验与模拟关节角度在零滞后时的互相关系数。记录受试者从三个不同高度着地时胫骨中段前内侧区域的峰值应变。52 cm着地条件下表现出最大的峰值最大主应变、峰值最小主应变以及峰值最大剪切应变。随着跌落高度的增加，峰值最大主应变也随之增加。该技术在开发完成后，为生物医学工程领域的研究人员探索运动员和军事训练人员的骨应力损伤机制铺平了道路。

subject-specific-musculoskeletal-model-for-studying-bone-strain

Research

科研

JoVE Journal

Bioengineering

生物工程

动态运动过程中骨应变的学科特异性肌肉模型研究

本研究提出一种耦合实验与有限元模拟的方法，用于获取软生物材料（脑、肝、肌腱、脂肪）的单轴动态力学响应...

一种用于评估软生物材料高应变率力学响应的耦合实验-有限元建模方法

在本实验方案中，采用数字图像相关技术估算股骨表面在骨折测试过程中的应变。该方法的创新之处在于股骨表面应用了高对比度的随机散斑图案，并结合了精确设定的照明条件、高速视频采集以及数字图像相关分析来进行应变计算。...

一种利用数字图像相关法在骨折测试期间估算尸体股骨皮质应变的方法

本方案描述了一种使用髓内螺钉进行股骨骨折标准化固定的微创接骨技术，可用于分析小鼠的软骨内成骨愈合过程。...

一种在标准化生物力学条件下分析小鼠软骨内骨折愈合的微创模型

本实验方案的目的是描述一种可用于功能解剖学和生物力学建模、以表征全身力学特性的逼真马匹全身骨骼模型的构建方法。...

利用计算机断层扫描数据构建逼真的马匹全身三维骨骼模型

该方案通过结合大体积显微CT扫描、定制压缩载台以及先进的图像处理工具，实现了对整个人类股骨近端骨微结构变形及其韧性的测量。...

人体髋关节微结构失效机制的成像研究

啮齿类动物骨骼的力学测试是获取骨骼骨折易感性信息的一种有价值的方法。若缺乏适当的实际理解，测试结果可能被过度解读或缺乏有效性。本方案将作为指导，确保力学测试能够准确进行，从而提供有效且具有功能性的数据。...

啮齿类动物骨骼全骨弯曲试验研究的设计、实施与结果解读的实用考量

本方案介绍了一种标准化的缝线扩张小鼠模型以及一种三维可视化方法，用于研究在张力加载下颅缝的力生物学变化及骨重塑过程。...

一种用于骨缝扩张小鼠模型中骨重塑的三维可视化技术

本方案介绍了一种用于在大鼠跟腱中诱导可量化且可控的疲劳性损伤的测试系统，以建立一种由过度使用引起的跟腱病的体内模型。该操作包括将大鼠踝关节固定于一个关节驱动装置上，通过自行编写的MATLAB脚本控制装置对踝关节进行被动背屈运动。...

一种用于过劳诱导肌腱病体内模型的被动踝关节背屈测试系统

本研究建立了一种大鼠股骨半节段性缺损模型，用于评估骨替代材料在无内固定或外固定条件下承受负荷时的力学性能和成骨性能。...

用于评估承重区域骨替代材料性能的大鼠半节段性骨干骨缺损模型

在本方案中，我们演示了该技术所基于的垂直位移微柱阵列微致动器的制备方法，并介绍了如何对该基础技术进行改进，以在二维和三维培养模式下实现高通量的力学动态细胞培养。...

用于力学动态细胞培养的微加工平台

了解基于CT扫描与有限元分析建立学科特异性肌肉骨骼模型，用于量化动态运动中胫骨应变的方法。该技术为非侵入性研究骨强度与应力性损伤机制提供了新途径。

用于研究动态运动中骨应变的特定受试者肌肉骨骼模型

探索更多视频