Descriviamo un nuovo vettore tessuto Doppler tecnica di imaging basato su ultrasuoni per misurare la velocità di contrazione muscolare, deformazione e velocità di deformazione con sub-millisecondo risoluzione temporale durante le attività dinamiche. Questo approccio fornisce misurazioni complementari della funzione muscolare dinamico e potrebbe portare ad una migliore comprensione dei meccanismi alla base di disturbi muscolo-scheletrici.
Articolo metodologico
Una applicazione Novel di muscoloscheletrico Ultrasound Imaging
In questo articolo
Sommario
Abstract
L'ecografia è una modalità interessante per l'imaging muscolare e il movimento del tendine durante le attività dinamiche e in grado di fornire un approccio metodologico complementare per gli studi biomeccanici in un ambiente clinico o di laboratorio. Verso questo obiettivo, i metodi di quantificazione delle cinematiche muscolari da immagini a ultrasuoni sono in fase di sviluppo basati sulla elaborazione delle immagini. La risoluzione temporale di questi metodi non è in genere sufficiente per mansioni altamente dinamici, come drop-atterraggio. Noi proponiamo un nuovo approccio che utilizza un metodo Doppler per quantificare cinematica muscolari. Abbiamo sviluppato un nuovo vettore Doppler tissutale (vTDI) tecnica che può essere utilizzata per misurare la velocità di contrazione muscolo-scheletrico, deformazione e velocità di deformazione con sub-millisecondo risoluzione temporale durante le attività dinamiche utilizzando gli ultrasuoni. L'obiettivo di questo studio preliminare è stato quello di indagare la ripetibilità e la potenziale applicabilità della tecnica vTDI nella misurazione velocity muscolo-scheletricovità durante un compito drop-sbarco, in soggetti sani. Le misure vTDI possono essere effettuate in concomitanza con altre tecniche biomeccaniche, come il motion capture 3D per cinematica comuni e cinetica, elettromiografia per tempi di attivazione muscolare e forza piastre per forza di reazione a terra. L'integrazione di queste tecniche complementari potrebbe portare ad una migliore comprensione della funzione muscolare dinamica e disfunzione alla base della patogenesi e fisiopatologia dei disturbi muscoloscheletrici.
Introduzione
I disturbi muscoloscheletrici sono ampiamente diffusi in età adulta 1. Si tratta di una condizione cronica che porta negli Stati Uniti e 2 sono segnalati per influenzare il 25% delle persone in tutto il mondo 3. I disturbi muscoloscheletrici sono associati con ridotta funzionalità in attività della vita quotidiana (ADL), limitazioni funzionali e la minore qualità della vita a 4. Il loro onere economico è significativo a causa della perdita di produttività e alti costi sanitari 4. La fisiopatologia di alcuni di questi disturbi rimane inadeguato capito. Ad esempio, la patogenesi dell'osteoartrosi (OA) 4 seguente ricostruzione del legamento crociato anteriore (LCA) lesioni è stata collegata ad alterazioni in forza del quadricipite e la funzione 5 muscolare, ma i meccanismi alla base non sono chiari. Per chiarire i meccanismi alla base, vi è la necessità di comprendere meglio la funzione muscolare dinamica.
Il funzionalevalutazione dei singoli muscoli, durante l'esecuzione di una parziale o un'intera attività relative al ADL e stili di vita attivi (cioè sportivi) in grado di fornire ulteriori informazioni sulla funzione muscolare e il suo potenziale ruolo nella patogenesi e nella patofisiologia di questi disturbi. Ulteriormente la quantificazione di miglioramento funzione muscolare durante la riabilitazione può essere usato come misura di esito. Le tecniche convenzionali di misurazione funzione muscolare e articolare nella clinica coinvolgono esame fisico come il range di movimento, la forza muscolare e / o gruppo muscolare resistenza. Attualmente nella clinica, elettromiografia (EMG) viene utilizzato per valutare muscolare attivazione / co-attivazione, frequenza e ampiezza di attività muscolare. Tuttavia, EMG è una misura di attivazione elettrica nel muscolo e non fornisce necessariamente informazioni sulla forza muscolare, capacità di contrazione e di altri fattori funzionali del muscolo. Altre valutazioni biomeccaniche sofisticati, come il 3D sistema di motion capture fo cinetica comuni e cinematica e piattaforme di forza per la forza di reazione del terreno possono essere eseguite in un laboratorio andatura 6-9. Le misurazioni effettuate da queste tecniche sono al livello comune e non necessariamente forniscono una comprensione diretta della funzione dei muscoli individuo durante un'attività dinamica e funzionale. La possibilità di eseguire l'imaging del muscolo contemporaneamente durante l'esecuzione di un'attività dinamica potrebbe portare ad una migliore e più realistica valutazione funzionale a livello muscolare.
La maggior parte degli studi si sono concentrati sulla funzione muscolare in posizione prona statiche, e questo metodo può aprire nuove strade per migliorare ulteriormente la nostra comprensione del comportamento muscolare durante le situazioni in tempo reale.
Diagnostica ad ultrasuoni in grado di consentire l'imaging diretto di muscoli e tendini in tempo reale, ed è quindi una valida alternativa per la misurazione dinamica e funzione muscolo-scheletriche durante ADL. Misure quantitative basate Ultrasound dimorfologia muscolare e architettura, quali lo spessore del muscolo, lunghezza, larghezza, area di sezione trasversale (CSA), angolo fibra pennazione e lunghezza fascicolo sono stati ampiamente utilizzati 10-12. Negli ultimi anni, metodi di elaborazione delle immagini sono stati impiegati per valutare e quantificare queste misure quantitative durante le attività dinamiche 13-14. Questi progressi hanno permesso un nuovo approccio metodologico per la comprensione in funzione muscolare vivo. Tuttavia, questi metodi sono basati principalmente sull'utilizzo scala di grigi convenzionale (o B-mode) di imaging ad ultrasuoni, e pertanto non hanno sfruttato appieno le possibilità di ultrasuoni per misurare le velocità dei tessuti, deformazione e velocità di deformazione utilizzando i principi Doppler, che hanno dimostrato di essere prezioso nel valutare la funzione del muscolo cardiaco 15-16.
Abbiamo sviluppato un tessuto di immagini vettoriali Doppler (vTDI) tecnica in grado di misurare la velocità di contrazione, deformazione e velocità di deformazione con alta risoluzione temporale (sub millisecond) durante le attività dinamiche 17-18. In particolare, la tecnica vTDI può effettuare le misure dei muscoli e dei tendini durante le attività altamente dinamici (ad es drop-atterraggio, deambulazione, ecc) a frame rate elevati. La tecnica vTDI è un miglioramento rispetto ultrasuoni Doppler convenzionali, che stima solo la componente della velocità lungo il fascio di ultrasuoni, e pertanto dipende dall'angolo insonazione. vTDI stima la velocità del muscolo e tendine utilizzando due diversi fasci di ultrasuoni sterzanti ad angoli diversi, ed è quindi indipendente dall'angolo insonazione nel piano di imaging. Tuttavia, poiché la contrazione muscolare avviene in 3D, l'angolazione del piano di imaging è ancora importante. Abbiamo implementato questo metodo su un sistema ad ultrasuoni disponibile in commercio con una interfaccia di ricerca, consentendo a questi di effettuare misurazioni in ambito clinico.
Per studiare la ripetibilità e la potenziale applicabilità del syst vTDIem nella misurazione delle velocità del muscolo retto femorale durante un compito dinamico, abbiamo eseguito uno studio preliminare su volontari adulti sani. Questo documento dimostra la metodologia e setup sperimentale per la stima velocità di contrazione, deformazione e velocità di deformazione del muscolo retto femorale, con sub-millisecondo risoluzione temporale durante un compito drop-atterraggio.
Protocollo
1. Strumentazione
Vector TDI si basa sulla stima del vettore velocità risultante dal Doppler misure di velocità prese da due o più indipendenti le direzioni. Un sistema ad ultrasuoni con interfaccia di ricerca è stato utilizzato per lo sviluppo vTDI. L'interfaccia di ricerca ha permesso di basso livello beamforming e impulso di controllo sequenza usando un kit di sviluppo software (SDK). A 5-14 MHz trasduttore lineare, costituito da 128 elementi trasduttori e con un campo di vista 38 millimetri è stato usato. L'interfaccia di ricerca è stato impiegato per dividere il trasduttore a matrice in due trasmissione e ricezione aperture e guidare i fasci di ricezione di 15 ° rispetto alla normale. Il raggio di trasmissione è concentrata nella regione di interesse (ad esempio ventre muscolare). Trasmettere e ricevere aperture sono stati fissati a 32 elementi.
Otto soggetti, 4 uomini e 4 donne (29,7 ± 6,5 anni) sono stati reclutati in questo studio. Misure cinematiche dei soggetti delestremità destra inferiori sono stati catturati utilizzando un sistema di motion capture otto fotocamera con funzionalità ad alta velocità e una frequenza di campionamento di 200 Hz. Dati terra forza di reazione durante l'esperimento sono stati ottenuti attraverso due piattaforme di forza di campionamento a 2.000 Hz.
Una telecamera ad alta velocità, montato su un treppiede e posto a 2 metri dal soggetto, è stato utilizzato per bloccare lo sbarco calo a 500 fotogrammi / sec.
2. Oggetto Preparazione
- Fare i soggetti di indossare un paio di pantaloncini, reggiseno sportivo o una breve t-shirt e scarpe da corsa.
- Istruire i soggetti di eseguire un 10 min di auto-diretto warm-up e stretching prima della raccolta dei dati. Questo per evitare contrazioni muscolari anomale e ridurre la portata di eventuali crampi muscolari.
- Dopo la sessione di warm-up, posizionare marcatori riflettenti su punti di riferimento specifici del corpo. In particolare, gli indicatori di taratura posto sui maggiori trocantere, mediale bilaterale e ginocchio laterale e mediale e Lateral malleoli. Posizionare i marcatori di monitoraggio sul posteriore e anteriore creste iliache superiori, e posto cluster sulle cosce e stinchi, e cinque indicatori su ogni piede 19-20.
- Orientare i soggetti dello stand al centro dell'area di messa a fuoco delle telecamere 3D per ottenere una prova statica. I partecipanti devono stare sulle piattaforme di forza con le braccia sulle loro spalle per ottenere dati di motion capture 3D statici.
- Quindi, posizionare il trasduttore di ultrasuoni in una porta trasduttore e garantire una buona congegno, per evitare di spostare il trasduttore di ultrasuoni dal trasduttore titolare. La porta trasduttore è stato realizzato utilizzando Lexen policarbonato e plastica modellabile.
- Per assicurare un buon contatto con la pelle e trasduttore di ultrasuoni, applicare un'abbondante quantità di gel trasmissione ultrasuoni sul trasduttore.
- Posizionare il trasduttore ad ultrasuoni insieme con il titolare trasduttore sulla coscia del soggetto per l'immagine del muscolo retto femorale nel ascia longitudinaleè. Il trasduttore deve essere posizionato a metà strada tra la spina iliaca anteriore e il epicondoyle laterale di immagine ventre del muscolo retto femorale. Prima di fissare il trasduttore di ultrasuoni e la porta trasduttore alla gamba, ottenere una fetta assiale del gruppo muscolare del quadricipite. Usando questo come una guida, assicurarsi che il trasduttore di ultrasuoni sta esponendo il retto femorale e non si muove più laterale o mediale, per evitare di imaging del gruppo muscolare vastii.
- Ora, utilizzare un coesa bendaggio adesivo per fissare il porta trasduttore sulla coscia del soggetto. Rendere questo passaggio procedurale non ostruire o coprire i marcatori riflettenti. Il bendaggio adesivo non deve essere lassista o eccessivamente stretto. Bendaggio Lax rischierà il trasduttore ad ultrasuoni a cadere durante il compito drop-atterraggio e un bendaggio troppo stretto provocherà disagio, interrompere superficiale flusso di sangue e, eventualmente, modificare la dinamica di atterraggio goccia.
- Mettere tegli telecamera ad alta velocità di distanza dal soggetto sul piano sagittale almeno 2 m per raccogliere video su un 500 fotogrammi / sec. Mettere a fuoco l'obiettivo della fotocamera per garantire che l'intera sequenza di atterraggio goccia del soggetto può stato catturato.
3. Esperimento protocollo
- Una volta che tutti i marcatori e il trasduttore ad ultrasuoni sono sicuri, chiedere ai soggetti di stare su una piattaforma di altezza 30 centimetri posto a 50 cm dalle piastre di forza. Assicurarsi che la zona intorno alla piattaforma (circa 2,5 m) sia libera da eventuali oggetti che potrebbero ostacolare il compito di atterraggio goccia o ferire il soggetto. Questo include il cavo trasduttore ad ultrasuoni.
- Istruire i soggetti di mettere le mani sui fianchi, prima di avviare l'operazione di sbarco caduta e durante l'intera sequenza di atterraggio goccia.
- Avviare la raccolta di dati per ultrasuoni, motion capture 3D, piattaforme di forza e la macchina fotografica ad alta velocità prima dell'inizio del compito sbarco goccia. La sincronizzazione tra i diversi strumenti può raggiungered utilizzando un solo tasto per avviare tutti l'acquisizione dei dati. Un sensore di pressione collegato alla tastiera può essere utilizzata per generare un segnale di trigger di sincronizzazione quando viene premuto un tasto specifico.
- Dirigere il soggetto a svolgere il compito drop-sbarco dalla piattaforma e la terra con entrambe le gambe contemporaneamente. Assicurarsi che i soggetti cadere dalla scatola invece di saltare da esso. Non specifiche istruzioni vengono fornite per quanto riguarda la tecnica di atterraggio.
- Arrestare la raccolta dei dati una volta che il soggetto ha pienamente stabilizzata e completato la sequenza di atterraggio goccia.
- Ripetere questo protocollo cinque volte per argomento.
4. Ultrasuoni Analisi dei dati
- Export e memorizzare i dati grezzi dal sistema ad ultrasuoni a un computer.
- I radiofrequenza grezzo (rf) dati ultrasuoni per ciascun ricevono fascio viene digitalizzato a 40 MHz. Elaborare i dati utilizzando MATLAB.
- Eseguire quadratura demodulazione dei dati RF per rimuovere la frequenza portante. Rimuovere statIONARY e bassa frequenza disordine filtrando i dati di quadratura di ciascuno le travi di ricezione e per ogni profondità utilizzando un filtro passa alto 20 Hz.
- Stimare le velocità lungo entrambi ricevono travi utilizzando la velocità di autocorrelazione convenzionale stimatore 21.
- Combina le singole forme d'onda di velocità avere laterale (lungo il trasduttore) e forme d'onda assiale (perpendicolare al trasduttore) di velocità durante la sequenza di atterraggio goccia, come mostrato nella figura 1.
- Avere la grandezza del vettore di velocità risultante da singoli componenti di velocità utilizzando la formula 1 come descritto in precedenza 22:
dove β è l'angolo di orientamento del fascio, f 1 ef 2 sono le due componenti di frequenza ricevuti e t f è la frequenza di trasmissione. - Calcolare il laterale e assiale velocità di deformazione de / dt utilizzando il gradiente spazialegenitori nelle velocità laterali e assiali.
dove V 2 e V 1 sono velocità istantanee stimate in due posizioni spaziali separate da una distanza L. - Calcolare la deformazione assiale e laterale, e, integrando la velocità di deformazione assiale e laterale rispettivamente.
5. 3D Motion Analysis Data Capture
- Esportare i dati di motion capture 3D al computer per ulteriori analisi.
- Utilizzando il processo statico in piedi, creare un modello cinematico (bacino, coscia, tibia e piede) utilizzando software 3D motion capture con una ottimizzazione dei minimi quadrati 23.
- Utilizzare questo modello cinematico per quantificare il movimento a livello dell'anca, del ginocchio e della caviglia.
- Filtrare le traiettorie dei marker riflettenti e le forze di reazione di terra con un passa-basso 4 ° ordine Butterworth filtro con una frequenza di taglio di 7 Hz e 25 Hz, rispettivamente, utilizzando software 3D motion capture.
- Calcola 3 D-forze congiunte e momenti dal cinematica e dati forza a terra utilizzando uno standard di analisi dinamica inversa, utilizzando segmenti caratteristiche inerziali stimati per ciascun partecipante secondo le modalità di Dempster. Momenti congiunti Inter-segmentale sono definiti come momenti interni (ad esempio un momento derivato interno ginocchio resisterà un carico di flessione applicato al ginocchio).
6. High Speed Camera Analisi dei dati
- Esportare i video dai dati della telecamera ad alta velocità per un computer per l'analisi e il confronto con gli ultrasuoni e motion capture 3D dati cinematici.
- Riprodurre il filmato a 15 fotogrammi / sec e osservare le dinamiche di atterraggio goccia.
- Poi, quantificare il movimento della porta trasduttore e lo spostamento del trasduttore di ultrasuoni durante l'intero processo di atterraggio goccia tracciando i marcatori visibili sulla anatomipunti di riferimento cal utilizzando i dati video ad alta velocità. Valutare le dinamiche di atterraggio goccia può anche essere fatto contemporaneamente per capire meglio i diversi stili di lancio e di atterraggio.
Risultati
I risultati rappresentativi del nostro lavoro precedente dimostrano i metodi sono presentati qui di seguito. Mentre i metodi utilizzati nella nostra ricerca attuale si integrano imaging e motion capture, i risultati rappresentativi presentati di seguito provengono da studi in cui sono stati eseguiti separatamente queste misurazioni.
I. Ultrasound (vTDI)
Utilizzando i dati del motion capture 3D e la fotocamera ad alta velocità, il modello di salto del soggetto, le fasi di atterraggio e di stabilizzazione sono stati studiati per ogni prova. Il retto assiale e laterale femorale velocità muscolari di vTDI sono stati confrontati con i dati raccolti da 3D motion capture e la macchina fotografica ad alta velocità. Utilizzando questi dati, sono state studiate le caratteristiche temporali assiale e velocità del muscolo retto femorale laterali per tutta la sequenza di atterraggio goccia. Velocità laterali positivi corrispondono alla contrazione eccentrica del muscolo retto femorale durante la flessione del ginocchio,mentre le velocità laterali negativi corrispondono a contrazione concentrica del muscolo durante l'estensione del ginocchio. Questo è illustrato nella Figura 2. L'intera sequenza drop-approdo per tutti i soggetti è durato circa 1,45 ± 0,27 secondi.
Per ogni soggetto, le velocità assiale e laterale del muscolo hanno mostrato una forte ripetibilità tra le prove con una pendenza di 0,99 e R2 = 0.75 (Figura 3). I valori di velocità per sei degli otto soggetti erano in una simile gamma di 48-62 cm / sec, mentre due soggetti (entrambi uomini) avevano velocità più elevate. I maschi (72,96 centimetri / sec) presentati velocità significativamente superiore muscolare rispetto alle femmine (48,71 centimetri / sec), p = 0,029, durante la regolazione per lo spessore di peso e muscoli di ogni singolo soggetto.
La posizione del trasduttore di ultrasuoni è stata monitorata pensato sequenza drop-atterraggio utilizzando la macchina fotografica ad alta velocità. L'angolo tra il segmento di linea stipulato tra il trocantere e la cuffia (trattino verdesegmento di linea ndr) e il segmento di linea tra la metà coscia e la cuffia (viola segmento di linea tratteggiata) è stato calcolato. Un totale di 16 studi, con 2 studi per argomento (prova 1 e 2 si riferiscono ad assoggettare 1 e così via) sono osservati nella Figura 4. Variazione angolare Minimal (0,91 ± 0,54 ° gradi) della porta trasduttore relativo ai marcatori anatomici durante l'atterraggio è stato osservato per tutti i 16 studi. La variazione angolare trasduttore ad ultrasuoni presenta una elevata ripetibilità e (ICC 2,1 = 0.90, p <0,05). Ciò dimostra che il movimento trasduttore durante il processo di atterraggio era minimo e le misure di velocità non sono stati influenzati causa di qualsiasi movimento trasduttore.
II. 3D Motion Camera & Forza Piatti
Ci siamo concentrati principalmente sul ginocchio e angoli di flessione dell'anca, ginocchio valgo l'angolo, e il ginocchio valgo momento. Abbiamo trovato che durante il contatto iniziale con il suolo, i soggetti avevano le seguenti schemi cinematici: anca fLexion 41 ° ± 13 gradi, flessione del ginocchio di 23 ° ± 9 gradi, e il ginocchio valgo 0,03 ° ± 6 gradi. Man mano che progrediscono durante la fase di atterraggio, gli angoli massimi raggiunti sono stati: flessione dell'anca 58 ° ± 19 gradi, flessione del ginocchio di 54 ° ± 24 gradi, e il ginocchio valgo -4 ° ± 8 gradi (Figura 5). Ginocchio valgo momento presentato una diminuzione da 0,03 ± 0,03-0,1 ± 0,1 Nm / km dal contatto iniziale terreno al massimo durante la fase di atterraggio (Figura 6).
Figura 1. Rappresentazione della misura della velocità vTDI del muscolo retto femorale. Il fascio grigio rappresentano i due singoli trasmissione e ricezione travi e la linea rossa rappresenta la componente della velocità laterale (lungo prossimale-distale direzione del ginocchio) e la linea blu rappresenta la velocità assiale componente (lungo lo spessore del muscolo).
Figura 2. Assiali e laterali velocità durante atterraggio goccia sono confrontati con la sequenza di fotogrammi video (pannello superiore). Il pannello inferiore è la assiali e laterali velocità, dove A corrisponde alla flessione iniziale ginocchio, B corrisponde alla estensione del ginocchio, C corrisponde alla toe incidente sul terreno D corrisponde al tallone colpisce il terreno, E corrisponde a ginocchio flesso alberino atterraggio e F corrisponde alla estensione del ginocchio e stabilizzazione.
Figura 3. Ripetibilità della grandezza del vettore velocità risultante per tutti gli 8 soggetti (2 studi per argomento). Gli uomini sono indicati in diamanti rossi e donne in cerchi blu.
Figura 4. Pannello A. L'errore nellal'angolo tra il segmento di linea fatta dal titolare del trasduttore di ultrasuoni e il marcatore sul (viola segmento di linea tratteggiata) metà coscia e il segmento di linea effettuata dal trasduttore di ultrasuoni e il marcatore sul trocantere (verde tratteggiata segmento di linea). Pannello B. L'errore assoluto dell'angolo tra il segmento di linea fatta dal titolare del trasduttore di ultrasuoni e il marcatore sulla metà coscia e il segmento di linea effettuata dal trasduttore di ultrasuoni e il marcatore sul trocantere.
Figura 5. La figura mostra il motion capture 3D durante l'operazione di atterraggio goccia. A corrisponde alla flessione del ginocchio iniziale per lancio dalla piattaforma, B corrisponde alla punta colpisce il terreno, C corrisponde al tallone colpisce il terreno, D corrisponde a ginocchio flesso alberino atterraggio ed E corrisponde alla knee l'estensione e stabilizzazione. Clicca qui per ingrandire la figura.
Figura 6. La figura mostra ginocchio valgo rappresentante momento modifiche durante la fase di appoggio del drop-jump. Ginocchio valgo momento in cui ha presentato un aumento da 0,03 ± 0,03-0,1 ± 0,1 Nm / km dal contatto iniziale a terra al suo massimo durante la fase di atterraggio. Clicca qui per ingrandire figura.
Discussione
Ecografia ha la capacità di fornire una valutazione diretta delle cinematiche muscolari negli studi dinamici che possono integrare misure convenzionali, come il 3D motion capture, dinamometria, elettromiografia, e terrestri misure di forza di reazione. Questo approccio può essere ampiamente applicabile per la biomeccanica fondamentali la ricerca e la valutazione clinica. Ci sono tre approcci principali per la stima del movimento dei tessuti utilizzando gli ultrasuoni: (1) metodi di monitoraggio macchiolina che utilizzano la cross-correlazione in radiofrequenza (RF) prima dei dati ecografici o scala di grigi (o B-mode) i dati delle immagini busta rilevata. Queste tecniche sono state ampiamente utilizzato sia scheletrico 24-25 e il monitoraggio cardiaco 26 del movimento muscolare e la stima, (2) i metodi di elaborazione delle immagini che registrano i fasci muscolari o caratteristiche 27-28 e (3) Tecniche di imaging Doppler tissutale utilizzati in entrambi cardiaco 29 la stima del movimento 31 -30 e scheletrico. Speckle tracking basato su territoriale cross-cAVOLA DI CONCORDANZA è stato ampiamente utilizzato per tracciare il movimento del tessuto e in grado di monitorare il movimento con risoluzione sub-pixel. Tuttavia, i modelli speckle decorrelare rapidamente durante i movimenti più grandi. Proposta di fuori del piano dell'immagine pone anche una sfida per speckle tracking. Metodi di muscolo di inseguimento lunghezza fascicolo hanno una migliore applicabilità in cui l'intero fascicolo viene visualizzato nell'immagine durante il compito dinamica. I metodi che si basano sui dati di Image Processing hanno una bassa risoluzione temporale limitato dalla frequenza dei fotogrammi delle immagini e quindi non in grado di monitorare il movimento ad alta velocità. Inoltre, questi metodi di monitoraggio fascicolo sono molto sensibili al movimento fuori piano. Così sonda movimento relativo al muscolo potrebbe causare l'inseguimento sicuro. Stime di velocità da convenzionale Doppler tissutale (TDI) possono avere una maggiore risoluzione temporale, così sono più robuste per piccoli movimenti della sonda. Metodi Doppler possono stimare i componenti le velocità solo lungo il fascio di ultrasuoni, così le stime Doppler potrebbero essere imprecise due Per l'angolo variabile di insonazione con il movimento del muscolo. Il nostro metodo vTDI proposto risolve questo problema utilizzando due diversi fasci di ultrasuoni sterzanti ad angoli diversi, per cui la stima della velocità è indipendente dall'angolo insonazione nel piano di imaging. Inoltre, la risoluzione temporale effettiva di vTDI può essere di circa 0,1 ms e quindi questo metodo può tracciare il movimento del muscolo scheletrico durante le attività dinamiche (es. drop-atterraggio, andatura e jogging).
Altri vantaggi del nostro approccio includono l'uso di un trasduttore di imaging array lineare basato su un sistema a ultrasuoni clinica per l'esecuzione di tessuto vettore Doppler. Abbiamo controllato elettronicamente la trasmissione / ricezione di sterzo fascio, dimensione di apertura e messa a fuoco luoghi, per la scansione di un grande campo di vista. Inoltre, questo approccio può essere esteso effettuare duplex vTDI con simultaneo imaging in tempo reale. Il nostro sistema ci permette anche di effettuare imaging convenzionale B-mode per locate la regione di interesse per la quantificazione della deformazione dei tessuti e cinematica. Poiché questo metodo è stato implementato su uno scanner clinico, siamo stati in grado di implementare questo metodo vTDI in un laboratorio di deambulazione per la ricerca biomeccanica.
Limitazioni di questa tecnica devono essere riconosciuti. Diversi fattori influenzano la precisione delle misurazioni Doppler. stime di velocità basate vTDI in due dimensioni (lungo e attraverso le fibre muscolari) richiede il trasduttore lineare per essere suddiviso in due di trasmissione / ricezione sub-aperture (largo 32 elementi) e orientare i fasci di 15 °. Sterzo l'ecografia trasmettere e ricevere le travi ad angoli superiori potrebbe influenzare le misure di velocità dovute alla grata lobi. Inoltre, l'area della regione del fascio di sovrapposizione in vTDI cambia con il variare fuoco del fascio PROFONDITÀ 32, potenzialmente interessano le stime di velocità. La varianza delle stime Doppler dipende (1) accelerazione e decelerazione del tessuto all'interno della finestra temporale di analisi (2) varianza di tvelocità di rilascio ai gate gamma Doppler (3) l'angolo Doppler variabile entro l'apertura utilizzato per Wideband spettrale trasmesso e ricevuto fasci di ultrasuoni, noto anche come geometrico ampliare 33 e (4) la banda dell'impulso ad ultrasuoni trasmesso, in quanto lo spostamento Doppler è proporzionale alla frequenza portante 34. Diversi metodi possono essere utilizzati per limitare la varianza. Fase basato stimatori di velocità, come l'autocorrelazione, utilizzano tipicamente piccole finestre temporali analisi rispetto al stimatori spettrali, ma stima media Doppler piuttosto che lo spostamento picco. Wideband stimatori spettrali come Fourier 2D trasformano 35 possono ridurre la varianza dovuta alla larghezza di banda dell'impulso. Nel caso di vTDI, che utilizza due sterzanti travi Doppler, la varianza della velocità del tessuto nella regione fascio sovrapposizione rispetto al muscolo è un altro fattore da considerare. La contrazione del muscolo retto femorale è in 3D e la velocity di contrazionelità varia spazialmente lungo il muscolo. Pertanto, è importante scegliere con attenzione la regione di interesse.
In questo studio, abbiamo studiato la ripetibilità della cinematica del muscolo retto femorale durante un compito drop-sbarco a otto volontari sani utilizzando vTDI. Anche se le prove erano indipendenti, abbiamo osservato le velocità di contrazione di picco muscolare altamente correlati e ripetibili per gli individui tra prove. Attualmente stiamo reclutando più soggetti nel nostro studio per esaminare ulteriormente questo modello. Questo studio ha fornito non invasivo e la misurazione in tempo reale delle velocità di contrazione del muscolo retto femorale durante drop-atterraggio. I seguenti modelli di velocità di contrazione sono stati osservati durante le varie fasi del compito sbarco goccia (Figura 2): 1. Velocità di contrazione muscolare dominano nella direzione laterale rispetto alla direzione assiale durante la flessione del ginocchio (fase di lancio) ed estensione (in-the-air pHase). Questo è previsto, poiché il muscolo retto femorale è in fase di contrazione eccentrica durante la fase di lancio e contrazione concentrica durante la fase in-the-air. 2. Basse velocità muscolari laterali durante la terza fase (tep toccare il suolo), con velocità trascurabile partire muscolari assiali. Ciò corrisponde ad abbassare retto femorale contrazione muscolare durante questa fase 3. Sostanziale aumento velocità muscolari assiali e laterali appena dopo il tallone tocca terra. Questo è probabilmente dovuto al muscolo sottoposto sia contrazione eccentrica e cambiamento di forma a causa della compressione, causando aumento velocità lungo le fibre muscolari e normale alle fibre muscolari, rispettivamente. Nonostante il fatto che il compito atterraggio goccia è un compito alto impatto, vTDI dimostrato retto femorale ripetibile velocità muscolari. Questa tecnica ad ultrasuoni potrebbe avere un impatto clinico poiché questo muscolo è principalmente responsabile della protezione del ginocchio da un eccessivo carico.Pertanto, un'ulteriore valutazione del muscolo retto femorale nei pazienti con ricostruzione del LCA è garantito per capire i meccanismi che portano alla comparsa precoce ed accelerato di OA.
Sebbene i partecipanti a questo studio sono stati tutti invitati a svolgere un compito drop-approdo naturale da una piattaforma alta 30 centimetri, abbiamo trovato differenze di l'altezza del salto o lancio. Inoltre, utilizzando i dati della videocamera ad alta velocità, è stato osservato che tutti i soggetti avevano un diverso stile di atterraggio goccia. Questo potrebbe spiegare le leggere differenze fra soggetti i valori di picco della velocità risultanti del muscolo retto femorale a seguito di eventuali differenze di pattern di attivazione durante il compito. Un altro fattore è possibile le differenze di sezione trasversale del muscolo retto femorale, che potrebbero portare a diversi livelli di contrazione muscolare e produzione di forza.
Dichiarazioni
Nessuno degli autori ha informazioni finanziarie o conflitti di interesse e lo studio è stato approvato dal IRB della nostra istituzione.
Ringraziamenti
Questo lavoro è stato sostenuto in parte da Grant numero 0953652 dal National Science Foundation e in parte dalla biblioteche George Mason University accesso aperto fondo dell'editoria. Vorremmo ringraziare il Dott. John Robert Cressman Jr. per fornire l'accesso alla telecamera ad alta velocità.
Materiali
| Nome | Azienda | Numero di catalogo | Commenti |
|---|---|---|---|
| Sistema ad ultrasuoni | Ultrasonix | Sonix RP | |
| 3D Motion Capture System | Vicon Motion Systems | Vicon T-20 | |
| Piastre di forza | Bertec Corporation Bertec | 4060-10 | |
| Telecamera ad alta velocità | Photron | Photron 512 PCI 32K |
Riferimenti
- Woolf, A. D., Akesson, K. Understanding the burden of musculoskeletal conditions. The burden is huge and not reflected in national priorities. BMJ. 322, 1079-1080 (2001).
- World Health Organization. Health 21: the health for all policy for the WHO European region - 21 targets for the 21st century. , WHO Regional Office for Europe. Copenhagen. (1988).
- National Center for Health Statistics. National health interview survey. , US Department of Health and Human Services. Hyattsville, MD. (1995).
- Reginster, J. Y. The prevalence and burden of arthritis. Rheumatology. 41, Suppl ement 1. 3(2002).
- Slemenda, C., Brandt, K. D., Heilman, D. K., et al. Quadriceps weakness and osteoarthritis of the knee. Annals of internal medicine. 127 (2), 97(1997).
- Rasker, J. J. Rheumatology in general practice. British Journal of Rheumatology. 34, 494-497 (1995).
- Chopra, A., Abdel-Nasser, A. Epidemiology of rheumatic musculoskeletaldisorders in the developing world. Best Practice & Research Clinical Rheumatology. 22, 583-604 (2008).
- Narayan, U. G. The role of gait analysis in the orthopedic management of ambulatory cerebral palsy. Current Opinion in Pediatrics. 19, 38-43 (2007).
- Ahtiainen, J. P., et al. Panoramic ultrasonography is a valid method to measure changes in skeletal muscle cross-sectional area. European journal of applied physiology. 108 (2), 273-279 (2010).
- Rutherford, O. M., Jones, D. A. Measurement of fibre pennation using ultrasound in the human quadriceps in vivo. European journal of applied physiology and occupational physiology. 65 (5), 433-437 (1992).
- Fukunaga, T., et al. Determination of fascicle length and pennation in a contracting human muscle in vivo. Journal of Applied Physiology. 82 (1), 354-358 (1997).
- Miyoshi, T., et al. Automatic detection method of muscle fiber movement as revealed by ultrasound images. Medical engineering. 31 (5), 558-564 (2009).
- Cronin, N. J., et al. Automatic tracking of medial gastrocnemius fascicle length during human locomotion. Journal of Applied Physiology. 111 (5), 1491-1496 (2011).
- Heimdal, A., Stoylen, A., Torp, H., Skjaerpe, T. Real-time strain rate imaging of the left ventricle by ultrasound. Journal of American Society of Echocardiography. 11, 1014-1019 (1998).
- D'hooge, J., Bijnens, B., Thoen, J., Van de Werf, F., Sutherland, G. R., Suetens, P. Echocardiographic strain and strain-rate imaging: a new tool to study regional myocardial function. IEEE Trans Med. Img. 21, 1022-1030 (2002).
- Eranki, A., et al. Measurement of tendon velocities using vector tissue Doppler imaging: A feasibility study. Conf. Proc. IEEE Eng. Med. & Biol. , 5310-5313 (2010).
- Sikdar, S., et al. Measurement of rectus femoris muscle velocities during patellar tendon jerk using vector tissue Doppler imaging. Conf. Proc. IEEE Eng. Med. & Biol. , 2963-2966 (2009).
- Cortes, N., Blount, E., Ringleb, S., Onate, J. Soccer-specific video simulation for improving movement assessment. Sports biomechanics / International Society of Biomechanics in Sports. 10 (1), 12-24 (2011).
- Quammen, D., Cortes, N., Van Lunen, B., Lucci, S., Ringleb, S., Onate, J. The effects of two different fatigue protocols on lower extremity motion patterns during a stop-jump task. J Athl Train. 47 (1), 32-41 (2012).
- Kasai, C., Namekawa, K., Koyano, A., Omoto, R. Real-time two-dimensional blood flow imaging using autocorrelation technique. IEEE Trans. Sonics Ultrasonics. Su-32, 458-464 (1985).
- Pastorelli, A., Torricelli, G., Scabia, M., Biagi, E., Masotti, L. A real-time 2-D vector Doppler system for clinical experimentation. IEEE Trans. Med. Imag. 27, 1515-1524 (2008).
- Lu, T. -W., O'Connor, J. J. Bone position estimation from skin marker co-ordinates using global optimisation with joint constraints. Journal of Biomechanics. 32, 129-134 (1999).
- Cronin, N. J., Lichtwark, G. The use of ultrasound to study muscle-tendon function in human posture and locomotion. Gait & Posture. , (2012).
- Loram, I. D., Maganaris, C. N., Lakie, M. Use of ultrasound to make noninvasive in vivo measurement of continuous changes in human muscle contractile length. Journal of applied physiology. 100 (4), 1311-1323 (2006).
- D'hooje, J., Heimdal, A., Jamal, F., et al. Regional strain and strain rate measurements by cardiac ultrasounds: principles, implementation and limitations. Eur J Echocardiogr. 1, 154-170 (2000).
- Yeung, F., et al. Feature-adaptive motion tracking of ultrasound image sequences using a deformable mesh. Medical Imaging, IEEE Transactions on. 17 (6), 945-956 (1998).
- Duan, Q., et al. Tracking of LV endocardial surface on real-time three-dimensional ultrasound with optical flow. Functional Imaging and Modeling of the Heart. , 873-875 (2005).
- Miyatake, K., et al. New method for evaluating left ventricular wall motion by color-coded tissue Doppler imaging: in vitro and in vivo studies. Journal of the American College of Cardiology. 25 (3), 717-724 (1995).
- Nagueh, S. F., et al. Doppler estimation of left ventricular filling pressure in sinus tachycardia: a new application of tissue Doppler imaging. Circulation. 98 (16), 1644-1650 (1998).
- Grubb, N. R., et al. Skeletal muscle contraction in healthy volunteers: assessment with Doppler tissue imaging. Radiology. 194 (3), 837-842 (1995).
- Eranki, A., AlMuhanna, K., Sikdar, S. Characterization of a vector Doppler system based on an array transducer. Ultrasonics Symposium (IUS). , (2010).
- Newhouse, V. L., et al. The dependence of ultrasound Doppler bandwidth on beam geometry. IEEE Trans. Sonics Ultrason. 27 (2), 50-59 (1980).
- Baker, D. W., Rubenstein, S. A., Lorch, G. S. Pulsed Doppler echocardiography: principles and applications. The American journal of medicine. 63 (1), 69-80 (1997).
- Loupas, T., Gill, R. W. Multifrequency Doppler: improving the quality of spectral estimation by making full use of the information present in the backscattered RF echoes. IEEE Trans. Ultrasonics, Ferroelect. Freq. Contr. 41, 522-531 (1994).
Ristampe e permessi
