Artykuł metodologiczny

Nowe zastosowanie obrazowania ultrasonograficznego układu mięśniowo-szkieletowego

25.4K wyświetleń

⸱

DOI:

10.3791/50595

⸱

17 września 2013

 ,  ,  , 
1Department of Electrical and Computer Engineering, George Mason University, 2Sports Medicine Assessment, Research & Testing Laboratory, George Mason University, 3School of Physics, Astronomy, and Computational Sciences, George Mason University, 4Department of Bioengineering, George Mason University

W tym artykule

Podsumowanie

Opisujemy nową technikę wektorowego obrazowania dopplerowskiego tkanek opartą na ultradźwiękach do pomiaru prędkości skurczu mięśni, napięcia i szybkości odkształcania z submilisekundową rozdzielczością czasową podczas dynamicznych aktywności. Podejście to zapewnia uzupełniające pomiary dynamicznej funkcji mięśni i może prowadzić do lepszego zrozumienia mechanizmów leżących u podstaw zaburzeń układu mięśniowo-szkieletowego.

Streszczenie

Ultrasonografia jest atrakcyjną metodą obrazowania ruchu mięśni i ścięgien podczas zadań dynamicznych i może stanowić komplementarne podejście metodologiczne do badań biomechanicznych w warunkach klinicznych lub laboratoryjnych. W tym celu opracowywane są metody kwantyfikacji kinematyki mięśni na podstawie obrazów ultrasonograficznych w oparciu o przetwarzanie obrazu. Rozdzielczość czasowa tych metod zwykle nie jest wystarczająca dla bardzo dynamicznych zadań, takich jak lądowanie upuszczane. Proponujemy nowe podejście, które wykorzystuje metodę Dopplera do ilościowego określania kinematyki mięśni. Opracowaliśmy nowatorską technikę wektorowego obrazowania dopplerowskiego tkanek (vTDI), która może być wykorzystana do pomiaru prędkości skurczu układu mięśniowo-szkieletowego, odkształcenia i szybkości odkształcania z rozdzielczością czasową poniżej milisekundy podczas dynamicznych czynności za pomocą ultradźwięków. Celem tego wstępnego badania było zbadanie powtarzalności i potencjalnego zastosowania techniki vTDI w pomiarze prędkości mięśniowo-szkieletowych podczas zadania lądowania u zdrowych osób. Pomiary vTDI mogą być wykonywane równolegle z innymi technikami biomechanicznymi, takimi jak przechwytywanie ruchu 3D dla kinematyki i kinetyki stawów, elektromiografia do pomiaru czasu aktywacji mięśni i płytki siłowe dla siły reakcji gruntu. Integracja tych uzupełniających się technik może doprowadzić do lepszego zrozumienia dynamicznych funkcji mięśni i dysfunkcji leżących u podstaw patogenezy i patofizjologii zaburzeń układu mięśniowo-szkieletowego.

Wprowadzenie

Zaburzenia układu mięśniowo-szkieletowego są powszechnie rozpowszechnione w wieku dorosłym 1. Jest to wiodąca choroba przewlekła w Stanach Zjednoczonych 2 i według doniesień dotyka 25% ludzi na całym świecie 3. Zaburzenia układu mięśniowo-szkieletowego wiążą się ze zmniejszoną funkcją czynności życia codziennego (ADL), ograniczeniami funkcjonalnymi i niższą jakością życia 4. Ich obciążenie ekonomiczne jest znaczne ze względu na utratę produktywności i wysokie koszty opieki zdrowotnej 4 . Patofizjologia kilku z tych zaburzeń pozostaje niewystarczająco poznana. Na przykład patogeneza choroby zwyrodnieniowej stawów (OA) 4 po rekonstrukcji urazów więzadła krzyżowego przedniego (ACL) została powiązana ze zmianami w sile i funkcji mięśnia czworogłowego uda 5, ale mechanizmy leżące u podstaw są niejasne. Aby wyjaśnić mechanizmy leżące u podstaw tego zjawiska, konieczne jest lepsze zrozumienie dynamicznych funkcji mięśni.

Ocena funkcjonalna poszczególnych mięśni, podczas wykonywania częściowego lub całego zadania związanego z ADL i aktywnym stylem życia (np. sportem) może dostarczyć dalszych informacji na temat funkcji mięśni i ich potencjalnej roli w patogenezie i patofizjologii tych zaburzeń. Ponadto kwantyfikacja poprawy funkcji mięśni podczas rehabilitacji może być wykorzystana jako miara wyniku. Konwencjonalne techniki pomiaru funkcji mięśni i stawów w klinice obejmują badanie fizykalne, takie jak zakres ruchu, siła mięśni i/lub wytrzymałość grupy mięśniowej. Obecnie w klinice elektromiografia (EMG) jest wykorzystywana do oceny aktywacji/koaktywacji mięśni, częstotliwości i amplitudy aktywności mięśni. Jednak EMG jest miarą aktywacji elektrycznej w mięśniu i niekoniecznie dostarcza informacji o sile mięśni, zdolności skurczu i innych czynnikach funkcjonalnych mięśnia. Inne zaawansowane oceny biomechaniczne, takie jak system przechwytywania ruchu 3D dla kinetyki i kinematyki stawów oraz płytki siłowe dla siły reakcji podłoża, można przeprowadzić w laboratorium chodu 6-9. Pomiary dokonywane za pomocą tych technik odbywają się na poziomie stawów i niekoniecznie zapewniają bezpośrednie zrozumienie funkcji poszczególnych mięśni podczas aktywności dynamicznej lub funkcjonalnej. Możliwość wykonywania obrazowania mięśnia jednocześnie podczas wykonywania dynamicznej czynności może potencjalnie prowadzić do lepszej i bardziej realistycznej oceny funkcjonalnej na poziomie mięśni.

Większość badań skupiała się na funkcjonowaniu mięśni w statycznych pozycjach leżących, a ta metoda może otworzyć nowe możliwości, aby jeszcze bardziej zwiększyć nasze zrozumienie zachowania mięśni w sytuacjach w czasie rzeczywistym.

Ultrasonografia diagnostyczna może umożliwić bezpośrednie obrazowanie mięśni i ścięgien w czasie rzeczywistym, a zatem jest atrakcyjną alternatywą dla pomiaru dynamiki i funkcji układu mięśniowo-szkieletowego podczas ADL. Oparte na ultradźwiękach ilościowe pomiary morfologii i architektury mięśni, takie jak grubość, długość, szerokość, pole przekroju poprzecznego (CSA), kąt prążka włókien i długość pęczka są szeroko stosowane 10-12. W ostatnich latach metody przetwarzania obrazu zostały wykorzystane do oceny i ilościowego określenia tych miar ilościowych podczas dynamicznych zadań 13-14. Postępy te umożliwiły opracowanie nowego podejścia metodologicznego do zrozumienia funkcji mięśni in vivo. Jednak metody te opierały się głównie na wykorzystaniu konwencjonalnego obrazowania ultrasonograficznego w skali szarości (lub w trybie B), a zatem nie wykorzystały w pełni możliwości ultradźwięków do pomiaru prędkości tkanek, odkształcenia i szybkości odkształcania przy użyciu zasad Dopplera, które okazały się cenne w ocenie funkcji mięśnia sercowego 15-16.

Opracowaliśmy technikę wektorowego obrazowania dopplerowskiego (vTDI), która może mierzyć prędkość skurczu, odkształcenie i szybkość odkształcania z wysoką rozdzielczością czasową (poniżej milisekundy) podczas dynamicznych aktywności 17-18. W szczególności technika vTDI może dokonywać pomiarów mięśni i ścięgien podczas bardzo dynamicznych zadań (np. lądowanie w dół, chód itp.) przy dużej liczbie klatek na sekundę. Technika vTDI jest ulepszeniem w stosunku do konwencjonalnego ultrasonografii dopplerowskiej, która szacuje tylko składową prędkości wzdłuż wiązki ultradźwięków, a zatem jest zależna od kąta insonacji. vTDI szacuje prędkość mięśnia i ścięgna za pomocą dwóch różnych wiązek ultradźwiękowych sterowanych pod różnymi kątami, a zatem jest niezależny od kąta insonacji w płaszczyźnie obrazowania. Ponieważ jednak skurcz mięśni zachodzi w 3D, kątowanie płaszczyzny obrazowania jest nadal ważne. Metodę tę wdrożyliśmy na dostępnym na rynku systemie ultrasonograficznym z interfejsem badawczym, umożliwiającym wykonanie tych pomiarów w warunkach klinicznych.

Aby zbadać powtarzalność i potencjalną przydatność systemu vTDI do pomiaru prędkości mięśnia prostego uda podczas zadania dynamicznego, przeprowadziliśmy wstępne badanie na zdrowych dorosłych ochotnikach. W artykule przedstawiono metodologię i konfigurację eksperymentalną do szacowania prędkości skurczu, odkształcenia i szybkości odkształcania mięśnia prostego uda z rozdzielczością czasową poniżej milisekundy podczas zadania lądowania.

Protokół

1. Aparatura

Wektorowe TDI opiera się na szacowaniu wypadkowego wektora prędkości na podstawie pomiarów prędkości Dopplera wykonanych z dwóch lub więcej niezależnych kierunków. Do opracowania vTDI wykorzystano system ultradźwiękowy z interfejsem badawczym. Interfejs badawczy umożliwił niskopoziomowe formowanie wiązki i kontrolę sekwencji impulsów za pomocą zestawu narzędzi programistycznych (SDK). Zastosowano liniowy przetwornik macierzowy 5-14 MHz, składający się ze 128 elementów przetwornika, z polem widzenia 38 mm. Interfejs badawczy wykorzystano do podziału przetwornika macierzowego na dwie apertury nadawcze i odbiorcze oraz do sterowania wiązkami odbiorczymi pod kątem 15° względem normalnej. Wiązkę nadawczą skupiono w obszarze zainteresowania (np. brzusiec mięśnia). Apertury nadawcza i odbiorcza ustawiono na 32 elementy.

Do badania zrekrutowano ośmioro ochotników, 4 mężczyzn i 4 kobiety (29,7±6,5 lat). Pomiary kinematyczne prawych kończyn dolnych uczestników zarejestrowano za pomocą ośmiokamerowego systemu przechwytywania ruchu o wysokiej prędkości z częstotliwością próbkowania 200 Hz. Dane dotyczące siły reakcji podłoża podczas eksperymentu uzyskano za pomocą dwóch platform dynamicznych z częstotliwością próbkowania 2 000 Hz.

Do rejestracji lądowania kropli z częstotliwością 500 frames/sec wykorzystano kamerę wysokiej rozdzielczości zamontowaną na statywie i umieszczoną w odległości 2 m od obiektu.

2. Przygotowanie obiektu

  1. Poproś badanych o założenie spodenek, biustonosza sportowego lub krótkiego t-shirtu oraz butów do biegania.
  2. Poleć badanym przeprowadzenie 10 min samodzielnej rozgrzewki i rozciągania przed rozpoczęciem zbierania danych. Ma to na celu uniknięcie nieprawidłowych skurczów mięśni oraz zminimalizowanie ryzyka wystąpienia skurczów mięśniowych.
  3. Po sesji rozgrzewkowej umieść markery refleksyjne na określonych punktach orientacyjnych ciała. W szczególności umieść markery kalibracyjne na krętarzach większych kości udowych, przyśrodkowych i bocznych częściach kolan oraz na kostkach przyśrodkowych i bocznych. Umieść markery śledzące na tylnych i przednich grzebieniach biodrowych górnych, a następnie przymocuj klastry na udach i podudziach oraz pięć markerów na każdej stopie 19-20.
  4. Poproś badanych o stanie w centrum obszaru ogniskowania kamer 3D w celu wykonania próby statycznej. Uczestnicy muszą stanąć na platformach dynamometrycznych z rękami splecionymi na ramionach, aby uzyskać statyczne dane z systemu przechwytywania ruchu 3D.
  5. Następnie umieść głowicę ultrasonograficzną w uchwycie i upewnij się, że jest ona dobrze osadzona, aby zapobiec jej wysunięciu się z uchwytu. Uchwyt głowicy został wykonany z poliwęglanu Lexen i plastiku formowalnego.
  6. Aby zapewnić dobry kontakt skóry z głowicą ultrasonograficzną, nałóż na głowicę obfitą ilość żelu do badań USG.
  7. Umieść głowicę ultrasonograficzną wraz z uchwytem na udzie badanego, aby obrazować mięsień rectus femoris w osi podłużnej. Głowica musi zostać umieszczona w połowie odległości między anterior iliac spine a lateral epicondoyle, aby obrazować brzusiec mięśnia rectus femoris. Przed przymocowaniem głowicy i uchwytu do nogi, wykonaj obrazowanie w przekroju poprzecznym grupy mięśni czworogłowych. Wykorzystując ten obraz jako pomoc, upewnij się, że głowica ultrasonograficzna obrazuje obecnie mięsień rectus femoris i nie przesuwa się bardziej bocznie ani przyśrodkowo, aby uniknąć obrazowania grupy mięśni vastii.
  8. Następnie użyj kohezyjnego bandaża samoprzylepnego, aby przymocować uchwyt głowicy do uda badanego. Upewnij się, że ten krok procedury nie blokuje ani nie zasłania markerów refleksyjnych. Bandaż samoprzylepny nie może być zbyt luźny ani nadmiernie ciasny. Zbyt luźne owinięcie stwarza ryzyko wypadnięcia głowicy ultrasonograficznej podczas zadania lądowania z wysokości, a zbyt ciasne owinięcie spowoduje dyskomfort, zaburzy powierzchowny przepływ krwi i może zmienić dynamikę lądowania.
  9. Umieść kamerę wysokiej rozdzielczości w odległości co najmniej 2 m od badanego w płaszczyźnie strzałkowej, aby rejestrować wideo z częstotliwością 500 frames/sec. Ustaw ostrość obiektywu kamery tak, aby można było zarejestrować całą sekwencję lądowania badanego.

3. Protokół eksperymentu

  1. Po zabezpieczeniu wszystkich markerów oraz przetwornika ultradźwiękowego, poproś badanych o stanie na platformie o wysokości 30 cm, umieszczonej w odległości 50 cm od platform dynamometrycznych. Upewnij się, że obszar wokół platformy (około 2,5 m) jest wolny od jakichkolwiek przedmiotów, które mogłyby utrudnić wykonanie zadania lądowania po skoku lub spowodować uraz u badanego. Dotyczy to również przewodu przetwornika ultradźwiękowego.
  2. Poinstruuj badanych, aby przed rozpoczęciem zadania lądowania po skoku oraz przez cały czas trwania sekwencji lądowania trzymali dłonie na biodrach.
  3. Uruchom gromadzenie danych z ultrasonografii, systemu przechwytywania ruchu 3D, platform dynamometrycznych oraz kamery wysokich prędkości przed rozpoczęciem zadania lądowania po skoku. Synchronizację między poszczególnymi urządzeniami można osiągnąć, używając jednego naciśnięcia klawisza w celu rozpoczęcia wszystkich procesów akwizycji danych. Do generowania synchronizującego sygnału wyzwalającego podczas naciskania konkretnego klawisza można użyć czujnika nacisku przymocowanego do klawiatury.
  4. Poleć badanemu wykonanie lądowania z platformy i jednoczesne wylądowanie na obu nogach. Upewnij się, że badani zeskakują z platformy zamiast z niej wyskakiwać. Nie przekazuj żadnych szczegółowych instrukcji dotyczących techniki lądowania.
  5. Zatrzymaj gromadzenie danych, gdy badany całkowicie się ustabilizuje i zakończy sekwencję lądowania po skoku.
  6. Powtórz ten protokół pięciokrotnie dla każdego badanego.

4. Analiza danych ultrasonograficznych

  1. Wyeksportuj i zapisz surowe dane z systemu ultradźwiękowego na komputerze.
  2. Surowe dane ultradźwiękowe o częstotliwości radiowej (rf) z każdej wiązki odbiorczej są cyfryzowane z częstotliwością 40 MHz. Przetwórz dane przy użyciu programu MATLAB.
  3. Przeprowadź demodulację kwadraturową danych RF w celu usunięcia częstotliwości nośnej. Usuń zakłócenia stacjonarne i niskoczęstotliwościowe poprzez filtrowanie danych kwadraturowych z każdej z wiązek odbiorczych i dla każdej głębokości za pomocą filtra górnoprzepustowego 20 Hz.
  4. Oszacuj prędkości wzdłuż obu wiązek odbiorczych, korzystając z konwencjonalnego estymatora prędkości opartego na autokorelacji 21.
  5. Połącz poszczególne przebiegi prędkości, aby uzyskać przebiegi prędkości bocznej (wzdłuż przetwornika) i osiowej (prostopadle do przetwornika) w całym cyklu lądowania kropli, jak pokazano na Rysunku 1.
  6. Oblicz moduł wypadkowego wektora prędkości z poszczególnych składowych prędkości, korzystając z równania 1, zgodnie z wcześniejszym opisem 22:
    Równowaga statyczna; równanie prędkości \(v = \frac{c}{4f_t}\); formuła matematyczna; zastosowanie edukacyjne.
    gdzie β to kąt sterowania wiązką, f1 i f2 to dwie odebrane składowe częstotliwości, a ft to częstotliwość nadawcza.
  7. Oblicz boczną i osiową szybkość odkształcenia de/dt, korzystając z gradientów przestrzennych prędkości bocznych i osiowych.
    Równanie szybkości zmiany odkształcenia, \( \frac{d\epsilon}{dt} = \frac{V_2(t) - V_1(t)}{L} \), schemat formuły.
    gdzie V2 i V1 to prędkości chwilowe oszacowane w dwóch lokalizacjach przestrzennych oddzielonych od siebie odległością L.
  8. Oblicz odkształcenie osiowe i boczne, e, poprzez odpowiednie całkowanie osiowej i bocznej szybkości odkształcenia.
    Równowaga statyczna; formuła całkowa; równanie.

5. Analiza danych z trójwymiarowego systemu przechwytywania ruchu

  1. Wyeksportuj dane z trójwymiarowego systemu analizy ruchu do komputera w celu dalszej analizy.
  2. Wykorzystując próbę statyczną w pozycji stojącej, utwórz model kinematyczny (miednica, udo, podudzie i stopa) w oprogramowaniu do analizy ruchu 3D, stosując optymalizację metodą najmniejszych kwadratów 23.
  3. Użyj tego modelu kinematycznego do ilościowego określenia ruchu w stawach biodrowych, kolanowych i skokowych.
  4. Przefiltruj trajektorie markerów refleksyjnych oraz siły reakcji podłoża za pomocą filtru dolnoprzepustowego Butterwortha 4. rzędu z częstotliwością odcięcia odpowiednio 7 Hz i 25 Hz, korzystając z oprogramowania do analizy ruchu 3D.
  5. Oblicz trójwymiarowe siły i momenty w stawach na podstawie danych kinematycznych i danych o siłach reakcji podłoża, stosując standardową analizę dynamiki odwrotnej oraz wykorzystując charakterystyki bezwładności segmentów oszacowane dla każdego uczestnika zgodnie z metodami Dempstera. Międzysegmentowe momenty stawowe są definiowane jako momenty wewnętrzne (np. wewnętrzny moment wyprostu w kolanie będzie przeciwdziałać obciążeniu zginającemu przyłożonemu do kolana).

6. Analiza danych z kamery wysokich prędkości

  1. Wyeksportuj nagrania z kamery wysokiej rozdzielczości na komputer w celu przeprowadzenia analizy oraz porównania ich z danymi kinematycznymi z ultrasonografii i systemu 3D motion capture.
  2. Odtwórz film z prędkością 15 klatek/s i zaobserwuj dynamikę lądowania po skoku.
  3. Następnie, ilościowo określ ruch uchwytu przetwornika oraz przemieszczenie przetwornika ultradźwiękowego podczas całej próby lądowania po skoku, śledząc widoczne markery na punktach anatomicznych za pomocą danych z wideo wysokiej rozdzielczości. Analizę dynamiki lądowania po skoku można przeprowadzić jednocześnie, aby lepiej zrozumieć różne style wyskoku i lądowania.

Wyniki

Poniżej przedstawiono reprezentatywne wyniki z naszych poprzednich prac, demonstrujące zastosowane metody. Chociaż metody wykorzystane w naszych obecnych badaniach integrują obrazowanie i przechwytywanie ruchu, zaprezentowane poniżej reprezentatywne wyniki pochodzą z badań, w których pomiary te były wykonywane oddzielnie.

I. Ultrasonografia (vTDI)

Wykorzystując dane z trójwymiarowej analizy ruchu (3D motion capture) oraz kamery wysokich prędkości, zbadano przebieg faz skoku, lądowania i stabilizacji badanego w każdej próbie. Prędkości osiowe i boczne mięśnia rectus femoris uzyskane za pomocą vTDI porównano z danymi zebranymi z 3D motion capture i kamery wysokich prędkości. Na podstawie tych danych przeanalizowano charakterystykę czasową prędkości osiowych i bocznych mięśnia rectus femoris w trakcie całej sekwencji lądowania po skoku. Dodatnie prędkości boczne odpowiadają skurczowi ekscentrycznemu mięśnia rectus femoris podczas zgięcia kolana, natomiast ujemne prędkości boczne odpowiadają skurczowi koncentrycznemu mięśnia podczas wyprostu kolana. Zostało to przedstawione na Rysunku 2. Cała sekwencja lądowania po skoku dla wszystkich badanych trwała około 1,45±0,27 sekundy.

W przypadku każdego badanego prędkości mięśni w przekroju osiowym i bocznym wykazały silną powtarzalność między próbami, przy nachyleniu 0,99 i R2 = 0,75 (Rycina 3). Wartości prędkości u sześciu z ośmiu badanych mieściły się w podobnym zakresie 48-62 cm/sec, podczas gdy u dwóch badanych (obaj mężczyźni) prędkości były wyższe. Mężczyźni (72,96 cm/sec) wykazali istotnie wyższą prędkość mięśni niż kobiety (48,71 cm/sec), p=0,029, po skorygowaniu o indywidualną masę ciała i grubość mięśni każdego badanego.

Położenie przetwornika ultradźwiękowego było śledzone podczas sekwencji lądowania kropli przy użyciu kamery wysokiej rozdzielczości. Obliczono kąt pomiędzy odcinkiem łączącym krętarz z mankietem (zielona przerywana linia) a odcinkiem łączącym środek uda z mankietem (fioletowa przerywana linia). Na Rysunku 4 przedstawiono łącznie 16 prób, po 2 próby na każdego badanego (próby 1 i 2 dotyczą badanego 1 i tak dalej). We wszystkich 16 próbach zaobserwowano minimalną zmienność kątową (0,91°±0,54 stopnia) uchwytu przetwornika względem markerów anatomicznych podczas lądowania. Zmienność kątowa przetwornika ultradźwiękowego wykazała również wysoką powtarzalność (ICC2,1 = 0,90, p<0,05). Świadczy to o tym, że ruch przetwornika podczas próby lądowania był minimalny, a pomiary prędkości nie zostały zaburzone przez żaden ruch przetwornika.

II. Kamera do analizy ruchu 3D i platformy dynamometryczne

Skupiliśmy się przede wszystkim na kątach zgięcia kolana i biodra, kącie koślawości kolana oraz momencie koślawości kolana. Stwierdzono, że podczas początkowego kontaktu z podłożem u badanych wystąpiły następujące wzorce kinematyczne: zgięcie w stawie biodrowym 41°±13 stopni, zgięcie w stawie kolanowym 23°±9 stopni oraz koślawość kolana 0,03°±6 stopni. W miarę postępu fazy lądowania osiągnięto następujące kąty maksymalne: zgięcie w stawie biodrowym 58°±19 stopni, zgięcie w stawie kolanowym 54°±24 stopni oraz koślawość kolana -4°±8 stopni (Rysunek 5). Moment koślawości kolana wykazał spadek z 0,03±0,03 do 0,1±0,1 Nm/km od momentu początkowego kontaktu z podłożem do jego wartości maksymalnej w fazie lądowania (Rysunek 6).

Obraz USG Dopplerowskie, mięsień prosty uda z wektorami wiązek Dopplera tkankowego, odległość 25mm.
Rycina 1. Przedstawienie pomiaru prędkości vTDI w mięśniu rectus femoris. Szare wiązki reprezentują dwie oddzielne wiązki nadawczą i odbiorczą, czerwona linia reprezentuje boczny składnik prędkości (wzdłuż kierunku proksymalno-dystalnego kolana), a niebieska linia reprezentuje osiowy składnik prędkości (wzdłuż grubości mięśnia).

Schemat analizy chodu przedstawiający fazy kroku oraz wykres prędkości z danymi osiowymi i bocznymi.
Rysunek 2. Porównanie prędkości osiowej i bocznej podczas lądowania po skoku z sekwencją klatek wideo (panel górny). Panel dolny przedstawia prędkości osiową i boczną, gdzie A odpowiada początkowemu zgięciu kolana, B odpowiada wyprostowi kolana, C odpowiada uderzeniu palców o podłoże, D odpowiada uderzeniu pięty o podłoże, E odpowiada zgięciu kolana po lądowaniu, a F odpowiada wyprostowi i stabilizacji kolana.

Wykres rozrzutu, regresja liniowa prędkości prób (cm/s) dla mężczyzn i kobiet; y=0,9947x, R²=0,7472.
Rycina 3. Powtarzalność wartości wektora prędkości wypadkowej dla wszystkich 8 badanych (2 próby na osobę). Mężczyźni są oznaczeni czerwonymi rombami, a kobiety niebieskimi okręgami.

Analiza ruchu stawu kolanowego; kolano owinięte czujnikiem; wykres przedstawiający zmianę kąta w kolejnych próbach.
Rysunek 4. Panel A. Błąd kąta między odcinkiem linii utworzonym przez uchwyt przetwornika ultradźwiękowego a markerem w połowie uda (fioletowy przerywany odcinek linii) a odcinkiem linii utworzonym przez przetwornik ultradźwiękowy a markerem na krętarzu (zielony przerywany odcinek linii). Panel B. Błąd bezwzględny kąta między odcinkiem linii utworzonym przez uchwyt przetwornika ultradźwiękowego a markerem w połowie uda a odcinkiem linii utworzonym przez przetwornik ultradźwiękowy a markerem na krętarzu.

Analiza biomechaniczna ruchu przysiadu u człowieka, schemat przedstawiający markery szkieletowe i kąty w stawach.
Rycina 5. Rycina przedstawia trójwymiarową analizę ruchu (motion capture) podczas zadania lądowania z wysokości (drop landing). A odpowiada początkowemu zgięciu kolana przed startem z platformy, B odpowiada momentowi kontaktu palców z podłożem, C odpowiada momentowi kontaktu pięty z podłożem, D odpowiada zgięciu kolana po lądowaniu, a E odpowiada wyprostowi i stabilizacji kolana. Kliknij tutaj, aby wyświetlić większą rycinię.

Wykres momentu koślawienia kolana, faza podporu, kinetyka, analiza biomechaniczna, zmienność danych.
Rysunek 6. Rysunek przedstawia reprezentatywne zmiany momentu koślawienia kolana podczas fazy podporu w skoku z wysokości (drop-jump). Moment koślawienia kolana wykazał wzrost z 0,03±0,03 do 0,1±0,1 Nm/km od momentu początkowego kontaktu z podłożem do wartości maksymalnej w fazie lądowania. Kliknij tutaj, aby zobaczyć powiększony rysunek.

Dyskusja

Obrazowanie ultrasonograficzne ma możliwość zapewnienia bezpośredniej oceny kinematyki mięśni w badaniach dynamicznych, które mogą uzupełniać konwencjonalne pomiary, takie jak przechwytywanie ruchu 3D, dynamometria, elektromiografia i pomiary siły reakcji gruntu. Podejście to może mieć szerokie zastosowanie w podstawowych badaniach biomechanicznych i ocenie klinicznej. Istnieją trzy główne podejścia do szacowania ruchu tkanek za pomocą ultradźwięków: (1) metody śledzenia plamek, które wykorzystują korelację krzyżową na surowych danych ultrasonograficznych o częstotliwości radiowej (RF) lub danych obrazu w skali szarości (lub w trybie B) wykrytych przez obwiednię. Techniki te są szeroko stosowane zarówno w śledzeniu i szacowaniu ruchu mięśni szkieletowych 24-25 , jak i serca 26 ; (2) metody przetwarzania obrazu, które śledzą pęczki mięśniowe lub cechy 27-28 oraz (3) techniki obrazowania dopplerowskiego tkanek stosowane zarówno w estymacji ruchu serca 29-30 , jak i szkieletu 31 . Śledzenie plamek oparte na przestrzennej korelacji krzyżowej jest szeroko stosowane do śledzenia ruchu tkanki i może śledzić ruch z rozdzielczością subpikselową. Jednak wzory plamki szybko się dekorują podczas większych ruchów. Ruch poza płaszczyzną obrazu stanowi również wyzwanie dla śledzenia plamek. Metody śledzenia długości pęczka mięśniowego mają lepsze zastosowanie, gdy cały pęczek jest wizualizowany na obrazie podczas zadania dynamicznego. Metody, które opierają się na przetwarzaniu danych obrazu, mają niską rozdzielczość czasową ograniczoną przez liczbę klatek na sekundę obrazowania, a zatem nie mogą śledzić ruchu z dużą prędkością. Ponadto te metody śledzenia pęczków są bardzo wrażliwe na ruch poza płaszczyzną. W związku z tym ruch sondy względem mięśnia może spowodować niepowodzenie śledzenia. Oszacowania prędkości z konwencjonalnego dopplerowskiego obrazowania tkankowego (TDI) mogą mieć wyższą rozdzielczość czasową, a także są bardziej odporne na małe ruchy sondy. Metody dopplerowskie mogą szacować składowe prędkości tylko wzdłuż wiązki ultradźwięków, dlatego szacunki dopplerowskie mogą być niedokładne ze względu na zmieniający się kąt insonacji wraz z ruchem mięśnia. Proponowana przez nas metoda vTDI rozwiązuje ten problem poprzez wykorzystanie dwóch różnych wiązek ultradźwiękowych kierowanych pod różnymi kątami; W związku z tym oszacowanie prędkości jest niezależne od kąta insonacji w płaszczyźnie obrazowania. Ponadto efektywna rozdzielczość czasowa vTDI może wynosić około 0,1 ms, dzięki czemu metoda ta może śledzić ruch mięśni szkieletowych podczas dynamicznych czynności (np. lądowania, chodu i truchtu).

Do innych zalet naszego podejścia należy zastosowanie głowicy obrazowania liniowego opartej na klinicznym systemie ultrasonograficznym do wykonywania wektorowego obrazowania dopplerowskiego tkanki. Elektronicznie sterowaliśmy sterowaniem wiązką nadawczą/odbiorczą, wielkością przysłony i lokalizacjami ostrości, aby skanować duże pole widzenia. Co więcej, podejście to można rozszerzyć o wykonywanie dupleksu vTDI z jednoczesnym obrazowaniem w czasie rzeczywistym. Nasz system pozwala nam również na wykonywanie konwencjonalnego obrazowania w trybie B w celu zlokalizowania obszaru zainteresowania w celu ilościowego określenia odkształcenia tkanki i kinematyki. Ponieważ metoda ta została wdrożona na skanerze klinicznym, udało nam się wdrożyć tę metodę vTDI w laboratorium chodu do badań biomechanicznych.

Należy zdawać sobie sprawę z ograniczeń tej techniki. Na dokładność pomiarów dopplerowskich wpływają różne czynniki. Oszacowania prędkości oparte na vTDI w dwóch wymiarach (wzdłuż i w poprzek włókien mięśniowych) wymagają, aby przetwornik liniowy był podzielony na dwie podotwory nadawczo-odbiorcze (o szerokości 32 elementów) i sterował wiązkami o 15°. Kierowanie wiązkami nadawczymi i odbiorczymi ultradźwięków pod większymi kątami może wpływać na pomiary prędkości ze względu na krzywki siatkowe. Ponadto obszar obszaru nakładania się wiązki w vTDI zmienia się wraz ze zmieniającą się głębokością ogniska wiązki 32, co może mieć wpływ na oszacowania prędkości. Wariancja oszacowań Dopplera zależy od (1) przyspieszenia i opóźnienia tkanki w oknie czasowym analizy, (2) zmienności prędkości tkanki w bramce zakresu Dopplera, (3) zmiennego kąta Dopplera w obrębie apertury używanej do szerokopasmowego widma nadawanych i odbieranych wiązek ultradźwiękowych, znanego również jako poszerzenie geometryczne 33 oraz (4) szerokości pasma przesyłanego impulsu ultradźwiękowego, ponieważ przesunięcie dopplerowskie jest proporcjonalne do częstotliwości nośnej 34. W celu ograniczenia wariancji można użyć kilku metod. Estymatory prędkości oparte na fazach, takie jak autokorelacja, zazwyczaj wykorzystują mniejsze okna czasowe analizy w porównaniu z estymatorami spektralnymi, ale szacują średnie przesunięcie Dopplera, a nie przesunięcie szczytowe. Szerokopasmowe estymatory spektralne, takie jak transformata Fouriera 2D 35 , mogą zmniejszyć wariancję wynikającą z szerokości pasma impulsów. W przypadku vTDI, który wykorzystuje dwie sterowane wiązki dopplerowskie, wariancja prędkości tkanek w obszarze nakładania się wiązki w stosunku do mięśnia jest kolejnym czynnikiem, który należy wziąć pod uwagę. Skurcz mięśnia prostego uda odbywa się w 3D, a prędkość skurczu zmienia się przestrzennie wzdłuż mięśnia. Dlatego ważne jest, aby starannie wybrać interesujący Cię region.

W tym badaniu zbadaliśmy powtarzalność kinematyki mięśnia prostego uda podczas zadania lądowania u ośmiu zdrowych ochotników przy użyciu vTDI. Mimo że badania były niezależne, zaobserwowaliśmy wysoce skorelowane i powtarzalne szczytowe prędkości skurczu mięśni u osób między próbami. Obecnie rekrutujemy więcej osób do naszego badania, aby dokładniej zbadać ten wzorzec. Badanie to dostarczyło nieinwazyjnych pomiarów w czasie rzeczywistym prędkości skurczu mięśnia prostego uda podczas lądowania. Podczas różnych faz zadania lądowania w pozycji drop (ryc. 2) zaobserwowano następujące wzorce prędkości skurczu mięśni: 1. Prędkości skurczu mięśni dominują w kierunku bocznym w porównaniu z kierunkiem osiowym podczas zginania kolana (faza startu) i wyprostu (faza w powietrzu). Jest to oczekiwane, ponieważ mięsień prosty uda ulega skurczowi ekscentrycznemu podczas fazy uruchamiania i koncentrycznemu skurczowi w fazie w powietrzu. 2. Niskie prędkości mięśni bocznych w trzeciej fazie (palec u nogi dotyka podłoża), przy pomijalnie niskich prędkościach mięśni osiowych. Odpowiada to skurczowi mięśnia prostego dolnego uda podczas tej fazy 3. Znaczny wzrost osiowych i bocznych prędkości mięśni tuż po zetknięciu pięty z podłożem. Jest to prawdopodobnie spowodowane tym, że mięsień ulega zarówno skurczowi ekscentrycznemu, jak i zmianie kształtu w wyniku kompresji, powodując odpowiednio wzrost prędkości wzdłuż włókien mięśniowych i normalny do włókien mięśniowych. Pomimo faktu, że zadanie lądowania z opadem jest zadaniem o dużej sile, vTDI wykazało powtarzalne prędkości mięśni prostych uda . Ta technika ultrasonograficzna może mieć wpływ kliniczny, ponieważ mięsień ten jest przede wszystkim odpowiedzialny za ochronę stawu kolanowego przed nadmiernym obciążeniem. W związku z tym dalsza ocena mięśnia prostego uda u pacjentów z rekonstrukcją ACL jest uzasadniona w celu zrozumienia mechanizmów prowadzących do wczesnego i przyspieszonego wystąpienia choroby zwyrodnieniowej stawów.

Chociaż wszyscy uczestnicy tego badania zostali poproszeni o wykonanie naturalnego zadania lądowania z platformy o wysokości 30 cm, znaleźliśmy różnice w wysokości skoku lub startu. Ponadto, korzystając z danych z szybkiej kamery, zaobserwowano, że wszyscy badani mieli inny styl lądowania. Może to wyjaśniać niewielkie różnice między osobami badanymi w szczytowych wynikowych wartościach prędkości mięśnia prostego uda w wyniku możliwych różnic we wzorcach aktywacji podczas zadania. Innym możliwym czynnikiem są różnice w polu przekroju poprzecznego mięśnia prostego uda , co może potencjalnie prowadzić do różnych poziomów skurczu mięśni i produkcji siły.

Oświadczenia

Żaden z autorów nie ujawnia żadnych informacji finansowych ani nie występuje w konflikcie interesów, a badanie zostało zatwierdzone przez IRB naszej instytucji.

Podziękowania

Ta praca była częściowo wspierana przez Grant Numer 0953652 od National Science Foundation, a częściowo przez fundusz wydawniczy otwartego dostępu bibliotek Uniwersytetu George'a Masona. Chcielibyśmy podziękować dr Johnowi Robertowi Cressmanowi Jr. za udostępnienie kamery szybkoobrotowej.

Materiały

Lista materiałów użytych w tym artykule
NazwaFirmaNumer katalogowyKomentarze
System ultradźwiękowyUltrasonixSonix RP
3D System przechwytywania ruchuVicon Motion SystemsVicon T-20
Płyty siłoweBertec CorporationBertec 4060-10
Szybka kameraPhotronPhotron 512 PCI 32K

Bibliografia

  1. 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).
  2. 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).
  3. National Center for Health Statistics. National health interview survey. , US Department of Health and Human Services. Hyattsville, MD. (1995).
  4. Reginster, J. Y. The prevalence and burden of arthritis. Rheumatology. 41, Suppl ement 1. 3(2002).
  5. 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).
  6. Rasker, J. J. Rheumatology in general practice. British Journal of Rheumatology. 34, 494-497 (1995).
  7. Chopra, A., Abdel-Nasser, A. Epidemiology of rheumatic musculoskeletaldisorders in the developing world. Best Practice & Research Clinical Rheumatology. 22, 583-604 (2008).
  8. Narayan, U. G. The role of gait analysis in the orthopedic management of ambulatory cerebral palsy. Current Opinion in Pediatrics. 19, 38-43 (2007).
  9. 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).
  10. 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).
  11. 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).
  12. Miyoshi, T., et al. Automatic detection method of muscle fiber movement as revealed by ultrasound images. Medical engineering. 31 (5), 558-564 (2009).
  13. Cronin, N. J., et al. Automatic tracking of medial gastrocnemius fascicle length during human locomotion. Journal of Applied Physiology. 111 (5), 1491-1496 (2011).
  14. 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).
  15. 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).
  16. 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).
  17. 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).
  18. 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).
  19. 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).
  20. 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).
  21. 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).
  22. 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).
  23. Cronin, N. J., Lichtwark, G. The use of ultrasound to study muscle-tendon function in human posture and locomotion. Gait & Posture. , (2012).
  24. 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).
  25. 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).
  26. 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).
  27. 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).
  28. 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).
  29. 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).
  30. Grubb, N. R., et al. Skeletal muscle contraction in healthy volunteers: assessment with Doppler tissue imaging. Radiology. 194 (3), 837-842 (1995).
  31. Eranki, A., AlMuhanna, K., Sikdar, S. Characterization of a vector Doppler system based on an array transducer. Ultrasonics Symposium (IUS). , (2010).
  32. Newhouse, V. L., et al. The dependence of ultrasound Doppler bandwidth on beam geometry. IEEE Trans. Sonics Ultrason. 27 (2), 50-59 (1980).
  33. 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).
  34. 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).

Przedruki i uprawnienia

Przeglądaj więcej artykułów

Wektorowe obrazowanie dopplerowskie tkanekzadanie lądowania w skokumięsień prosty udatrójwymiarowy system analizy ruchuelektromiografiaplatformy dynamometrycznekinematyka mięśnipomiar szybkości odkształceniaanaliza biomechaniczna
Nowe zastosowanie obrazowania ultrasonograficznego układu mięśniowo-szkieletowego
Skontaktuj się z nami
Poleć bibliotece

Prywatność

Warunki korzystania z usługi

Zasady

Prawa autorskie © 2026 MyJoVE Corporation. Wszelkie prawa zastrzeżone.