Summary
We beschrijven een nieuwe echografie gebaseerde vector tissue Doppler imaging techniek om spiercontractie snelheid, spanning en reksnelheid met minder dan een milliseconde tijdsresolutie tijdens dynamische activiteiten te meten. Deze aanpak biedt aanvullende metingen van dynamische spierfunctie en kan leiden tot een beter begrip van de mechanismen die ten grondslag liggen aan aandoeningen van het bewegingsapparaat.
Abstract
Echografie is een aantrekkelijke modaliteit voor de beeldvorming van spieren en pezen beweging tijdens dynamische taken en kan een complementaire methodes die voor de biomechanische studies in een klinische of laboratorium setting. Naar dit doel, methoden voor het kwantificeren van de spieren kinematica van ultrasound beelden worden ontwikkeld op basis van beeldverwerking. De temporele resolutie van deze methoden is meestal niet voldoende voor zeer dynamische taken, zoals drop-landing. We stellen een nieuwe aanpak die een Doppler-methode voor het kwantificeren van de spieren kinematica gebruikt. We hebben een nieuwe vector tissue Doppler imaging (VTDI) techniek die kan worden gebruikt voor het bewegingsapparaat contractie snelheid, spanning en reksnelheid met minder dan een milliseconde tijdsresolutie tijdens dynamische activiteiten met behulp van echografie meten. Het doel van deze voorstudie was om de herhaalbaarheid en de eventuele toepasselijkheid van de VTDI techniek in het meten van het bewegingsapparaat veloc onderzoekenteiten tijdens een drop-landing taak, bij gezonde proefpersonen. De VTDI metingen kunnen gelijktijdig worden uitgevoerd met andere biomechanische technieken, zoals 3D motion capture voor gezamenlijke kinematica en kinetica, elektromyografie voor timing van spieractiviteit en kracht platen voor grond reactiekracht. Integratie van deze complementaire technieken kan leiden tot een beter begrip dynamische spierfunctie en dysfunctie onderliggende pathogenese en pathofysiologie van gewrichtsaandoeningen.
Introduction
Aandoeningen aan het bewegingsapparaat zijn op grote schaal voorkomt in de volwassenheid 1. Ze zijn een toonaangevende chronische aandoening in de Verenigde Staten 2 en worden aan invloed 25% van de mensen wereldwijd 3. Musculoskeletale aandoeningen worden geassocieerd met een verminderde functie van de activiteiten van het dagelijks leven (ADL), functionele beperkingen en een lagere kwaliteit van leven 4. Hun economische last is belangrijk omdat van verloren productiviteit en de hoge kosten van de gezondheidszorg 4. De pathofysiologie van een aantal van deze aandoeningen blijft onvoldoende begrepen. Zo heeft de pathogenese van osteoartritis (OA) 4 na reconstructie van voorste kruisband (VKB) letsel is gekoppeld aan wijzigingen in quadriceps spierkracht en functie 5, maar de onderliggende mechanismen zijn onduidelijk. Om de onderliggende mechanismen te ontrafelen, is er behoefte aan een beter begrip dynamische spierfunctie.
De functionelebeoordeling van afzonderlijke spieren tijdens de uitvoering van een gedeeltelijke of een gehele taak over ADL en actieve levensstijl (bijvoorbeeld sport) verder inzicht spierfunctie en zijn potentiële rol in de pathogenese en pathofysiologie van deze stoornissen. Verder is de kwantificering van spierfunctie verbetering bij revalidatie kan worden gebruikt als uitkomstmaat. Conventionele technieken voor het meten van spieren en gewrichten functie in de kliniek te betrekken lichamelijk onderzoek zoals bereik van de beweging, spierkracht en / of spiergroep uithoudingsvermogen. Momenteel in de kliniek, is elektromyografie (EMG) gebruikt om spieractiviteit / co-activering, de frequentie en amplitude van spieractiviteit te beoordelen. Echter, EMG is een maat voor de elektrische activering in de spier en niet noodzakelijkerwijs informaties spierkracht, contractie vermogen en andere functionele elementen van de spier. Andere geavanceerde biomechanische evaluaties, zoals 3D motion capture systeem fof gezamenlijke kinetiek en kinematica en kracht platen voor de grond reactie kracht kan worden uitgevoerd in een gang lab 6-9. De metingen die door deze technieken zijn op gezamenlijk niveau en niet noodzakelijkerwijs een directe begrip van de individuele spierfunctie tijdens een dynamische of functionele activiteit. De mogelijkheid om beeldvorming van de spier gelijktijdig uit te voeren terwijl het uitvoeren van een dynamische activiteit zou kunnen leiden tot een betere en meer realistische functionele beoordeling op de spier-niveau.
De meeste studies hebben zich op spierfunctie statische gevoelig posities, en deze methode kunnen nieuwe wegen openen voor ons begrip van spiergedrag in realtime situaties verder te verbeteren.
Diagnostische echografie kan rechtstreekse beeldvorming van spieren en pezen in staat in real time, en daarom is een aantrekkelijk alternatief voor het meten van het bewegingsapparaat dynamica en functie tijdens ADL. Ultrasound-gebaseerde kwantitatieve maatregelen vanspiermorfologie en architectuur, zoals spier dikte, lengte, breedte, doorsnede (CSA), vezels pennation hoek en lengte fascicle grote schaal gebruikt 10-12. De laatste jaren hebben beeldverwerking methoden toegepast om tijdens dynamische taken 13-14 deze kwantitatieve kunnen beoordelen en te kwantificeren. Deze ontwikkelingen hebben een nieuwe methodologische benadering om te begrijpen in vivo spierfunctie ingeschakeld. Echter, deze methoden voornamelijk gebruikt met conventionele grijstinten (of B-modus) echografie en derhalve niet volledig benut de mogelijkheden van ultrageluid om weefsel snelheden, spanning en reksnelheid met Doppler principes, die zijn aangetoond waardevol meten bij de evaluatie van de hartspier functie 15-16.
We hebben een vector tissue Doppler imaging (VTDI) techniek die contractie snelheid, spanning en reksnelheid kan meten met een hoge tijdsresolutie (sub millisecon ontwikkeldd) tijdens de dynamische activiteiten 17-18. Concreet kan de VTDI techniek metingen van spieren en pezen te maken tijdens zeer dynamische taken (bv. drop-overloop, gang, etc.) bij hoge framerates. De VTDI techniek is een verbetering ten opzichte van conventionele Doppler-echografie, die alleen de component van de snelheid langs de ultrageluidbundel schat, en is dus afhankelijk van de insonation hoek. VTDI schat de snelheid van de spier en pees twee verschillende ultrageluidbundels gestuurd vanuit verschillende hoeken, en is daarom onafhankelijk van de insonation hoek in het beeldvlak. Echter, omdat de spieren gebeurt in 3D, de hoeking van het beeldvlak is nog steeds belangrijk. Wij hebben deze werkwijze toegepast op een commercieel beschikbare ultrasone systeem met een onderzoeks-interface, waardoor deze metingen worden in een klinische omgeving.
Om de herhaalbaarheid en de eventuele toepasselijkheid van de VTDI syst onderzoekenem in het meten van de rectus femoris snelheden tijdens een dynamische taak, voerden we een inleidende studie over gezonde volwassen vrijwilligers. Deze paper toont de methodologie en experimentele opstelling voor het schatten van krimp snelheden, spanning en reksnelheid van de rectus femoris met minder dan een milliseconde tijdsresolutie tijdens een drop-landing taak.
Protocol
1. Instrumentatie
Vector TDI is gebaseerd op het schatten van de resulterende snelheidsvector van Doppler metingen van twee of meer onafhankelijke richtingen. Een echografie systeem met een onderzoek-interface werd gebruikt voor het ontwikkelen VTDI. Het onderzoek interface was het mogelijk een laag niveau beamforming en pulssequentie controle met behulp van een software development kit (SDK). Een 5-14 MHz lineaire array transducer, bestaande uit 128 omzetterelementen en met 38 mm gezichtsveld gebruikt. Het onderzoek-interface werd gebruikt om de array transducer in twee zend-en openingen ontvangen en sturen de ontvangen bundels van 15 ° ten opzichte van de normaal. De zendbundel richtte zich in de regio van belang (bijvoorbeeld spier buik). Verzenden en ontvangen openingen werden 32 elementen.
Acht onderwerpen, 4 mannen en 4 vrouwen (29,7 ± 6,5 jaar) werden gerekruteerd in deze studie. Kinematische maatregelen uit de onderwerpen van derechts onderste ledematen werden vastgelegd met behulp van een acht-camera motion capture systeem met hoge snelheden en een sampling rate van 200 Hz. Grond reactiekracht gegevens tijdens het experiment werden verkregen via twee kracht platen bemonstering op 2000 Hz.
Een high-speed camera op een statief en geplaatst op 2 m van het onderwerp, werd gebruikt om de daling landing op 500 frames / sec vast te leggen.
2. Onderwerp Voorbereiding
- Vraag de proefpersonen een korte broek, sportbeha of een korte t-shirt en sportschoenen dragen.
- Instrueer de onderwerpen aan een 10 min self-directed warming-up en stretching voorafgaand aan de verzameling van gegevens uit te voeren. Dit is een abnormale spiercontracties te voorkomen en verminderen van de omvang van een spierkrampen.
- Na de warm-up sessie, plaatst reflecterende markeringen op specifieke oriëntatiepunten op het lichaam. Specifiek, plaats kalibratie markeringen op de grotere trochanters, bilaterale mediale en laterale knie en mediale en lateral malleoli. Plaats bijhouden markers op de achterste en voorste superieure darmbeenskammen, en plaats clusters op de dijen en schenkels, en vijf markeringen op elke voet 19-20.
- Onderwerpen om de stand in het midden van het focusgebied van de 3D-camera rechtstreeks een statisch proces te verkrijgen. De deelnemers moeten op de kracht platen met hun armen staan over hun schouders, om statische 3D motion capture gegevens te verkrijgen.
- Plaats vervolgens de ultrasone transducer in een transducer houder en zorgen voor goede ding, om loskomen van de ultrasone transducer van de transducer houder te voorkomen. De transducer houder is gemaakt met behulp Lexen polycarbonaat en vormbaar plastic.
- Om goed contact met de huid en ultrasone transducer waarborgen toepassing ruime hoeveelheid ultrasone transmissie gel op de transducer.
- Plaats de ultrasone transducer met de transducer houder op de dij van de onder beeld rectus femoris in de longitudinale asis. De transducer moet halverwege tussen de voorste iliaca wervelkolom en de laterale epicondoyle het imago van de buik van de rectus femoris geplaatst worden. Alvorens de ultrasone transducer en de transducer houder aan het been, het verkrijgen van een axiale deel van de quadriceps spiergroep. Door dit als begeleiding, zorg ervoor dat de ultrasone transducer is nu de beeldvorming van de rectus femoris en beweegt niet meer laterale of mediale, om te voorkomen dat de beeldvorming van de vastii spiergroep.
- Gebruik nu een samenhangend zelfklevende bandage om de transducer houder veilig op de dij van het onderwerp. Maak deze procedurele stap niet Blokkeer of bedek de reflecterende markers. De zelfklevende bandage mag niet laks of overdreven strak. Lax zwachtelen riskeert de ultrasone transducer te vallen tijdens de drop-landing taak en een te strakke bandage zal ongemak veroorzaken, verstoren oppervlakkige doorbloeding en mogelijk neerzetten landing dynamiek veranderen.
- Plaats thij high speed camera ten minste 2 m afstand van het onderwerp in het sagittale vlak om video's te verzamelen op een 500 frames / sec. Concentreer de cameralens zodat de gehele aanvoer druppel sequentie van het onderwerp kan zijn vastgelegd.
3. Experiment Protocol
- Zodra alle markeringen en de ultrasone transducer zijn veilig, vragen de onderwerpen op een platform van hoogte 30 cm plaats om te staan op 50 cm van de kracht platen. Zorg ervoor dat het gebied rond het platform (ongeveer 2,5 m) is vrij van objecten die de druppel landing taak kunnen belemmeren of verwonden van het onderwerp. Dit omvat de ultrasone transducer snoer.
- Instrueer de proefpersonen om hun handen op hun heupen werken vóór het starten van de daling landing taak en gedurende de gehele daling landing volgorde.
- Start het verzamelen van gegevens voor ultrageluid, 3D motion capture, kracht platen en de high speed camera voor aanvang van de drop landing taak. Synchronisatie tussen de verschillende instrumenten kan bereikend met behulp van een druk op een toets om alle data-acquisitie te starten. Een druksensor bevestigd aan het toetsenbord kan worden gebruikt om een synchronisatiesignaal triggersignaal wanneer een bepaalde toets wordt ingedrukt genereren.
- Richt de onder de drop-landing taak van het platform en land met beide benen tegelijk. Zorg ervoor dat de onderwerpen vallen in box in plaats van het springen van. Geen specifieke instructies worden verstrekt met betrekking tot de landing techniek.
- Stoppen met het verzamelen van gegevens zodra het onderwerp volledig is gestabiliseerd en voltooide de drop landing volgorde.
- Herhaal dit protocol vijf maal per onderwerp.
4. Echografie Data Analysis
- Export en de ruwe gegevens van het ultrasone systeem opgeslagen op een computer.
- De rauwe radiofrequentie (RF) echografie gegevens van elke ontvangen bundel wordt gedigitaliseerd op 40 MHz. Verwerk de gegevens met behulp van MATLAB.
- Voer quadratuurdemodulatie de HF gegevens voor de draaggolffrequentie te verwijderen. Verwijder stationary en laagfrequente rommel door het filteren van de kwadratuur gegevens van elk van de ontvangen balken en voor elke diepte met behulp van een 20 Hz high-pass filter.
- Schat de snelheden langs beide ontvangen balken met behulp van de conventionele autocorrelatie snelheid schatter 21.
- Combineer de afzonderlijke golfvormen laterale snelheid te verkrijgen (langs de transducer) en axiale (loodrecht op de transducer) snelheid golfvormen tijdens de daling landing sequentie, zoals gezien in figuur 1.
- Haal de grootte van de resulterende snelheidsvector uit de individuele snelheidscomponenten met vergelijking 1 zoals eerder beschreven 22:
waar β is de bundel stuurhoek, f 1 en f 2 zijn de twee ontvangen frequentie componenten en f t is de zendfrequentie. - Bereken de laterale en axiale reksnelheid de / dt met de ruimtelijke Gradiouders in de laterale en axiale snelheden.
waarbij V 2 en V 1 zijn momentane snelheden geschat op twee ruimtelijke locaties op een afstand L. - Bereken de axiale en laterale stam, e, door respectievelijk de integratie van de axiale en laterale reksnelheid.
5. 3D Motion Capture Data Analysis
- De 3D motion capture data exporteren naar een computer voor verdere analyse.
- Met behulp van de statische staande proces, creëren een kinematische model (bekken, heup, schacht en voet) met behulp van 3D motion capture software met een kleinste kwadraten optimalisatie 23.
- Gebruik deze kinematische model om de beweging in de heup, knie en enkelgewrichten te kwantificeren.
- Filter de reflecterende marker trajecten en grondreactiekrachten met een 4e orde low-pass Butterworth filter met een afsnijfrequentie van 7 Hz en 25 Hz, respectievelijk met behulp van 3D motion capture software.
- Bereken 3-D gezamenlijke krachten en momenten uit de kinematische en grondtroepen gegevens met behulp van een standaard inverse dynamica analyse, met behulp segment traagheids kenmerken geschat voor elke deelnemer volgens de methoden van de Dempster. Inter-segmentale gezamenlijke momenten worden gedefinieerd als inwendige momenten (bijvoorbeeld een knie interne uitbreiding ogenblik zal een flexie belasting toegepast op de knie te weerstaan).
6. High Speed Camera Data Analysis
- De video's exporteren vanuit de hoge snelheid data van de camera naar een computer voor analyse en vergelijking met echografie en 3D motion capture kinematische gegevens.
- Speel de film bij 15 beelden / sec en de daling landing dynamiek te observeren.
- Vervolgens kwantificeren de beweging van de transducer houder en de verplaatsing van de ultrasone transducer tijdens de gehele daling landing proef door het volgen van de zichtbare markeringen op de anatomical oriëntatiepunten op hoge snelheid video-data. Het beoordelen van de daling landing dynamiek kan ook gelijktijdig worden gedaan om de verschillende lancering en landing stijlen beter te begrijpen.
Representative Results
Representatieve resultaten van onze vorige werk aantonen van de methoden worden hieronder gepresenteerd. Terwijl het gebruikt in onze huidige onderzoeksmethoden integreren beeldvorming en motion capture, de representatieve resultaten hieronder zijn uit studies waar deze metingen afzonderlijk werden uitgevoerd.
I. Ultrasound (VTDI)
Met behulp van de gegevens van de 3D motion capture en de high speed camera, de patroon van de sprong onderwerp, werden de landing en stabilisatie fasen bestudeerd voor elke proef. De axiale en laterale rectus femoris snelheden van VTDI werden vergeleken met de gegevens verzameld van 3D motion capture en high speed camera. Met behulp van deze gegevens werden de temporele kenmerken van de axiale en laterale rectus femoris snelheden gedurende de daling landing volgorde bestudeerd. Positieve laterale snelheden komen overeen met excentrische contractie van de rectus femoris tijdens knieflexie,terwijl negatieve laterale snelheden komen overeen met concentrische contractie van de spier tijdens de extensie van de knie. Dit wordt geïllustreerd in figuur 2. De gehele drop-landing volgorde voor alle vakken duurde ongeveer 1,45 ± 0,27 seconden.
Voor elk onderwerp, de axiale en laterale spieren snelheden liet een sterke reproduceerbaarheid van onderzoeken met een helling van 0,99 en R2 = 0.75 (figuur 3). Velocity waarden voor zes van de acht proefpersonen waren in een vergelijkbare reeks van 48-62 cm / sec, terwijl twee onderwerpen (mannen) hadden hogere snelheden. Mannetjes (72.96 cm / sec) presenteert aanzienlijk hoger spieren snelheid dan vrouwtjes (48,71 cm / sec), p = 0.029, bij het aanpassen per gewichtsklasse en spierdikte elke proefpersoon.
De positie van de ultrasone transducer werd gevolgd dacht dat de drop-landing sequentie met behulp van de high-speed camera. De hoek tussen de lijn segment tussen de trochanter en de manchet (groene dashed lijn segment) en het lijnstuk tussen het midden van de dij en de manchet (paars gestreepte lijn segment) werd berekend. Een totaal van 16 proeven met 2 testen per vak (proef 1 en 2 hebben betrekking op onderwerpen 1 enzovoort) worden waargenomen in figuur 4. Minimale hoekvariatie (0,91 ° ± 0,54 °) van de transducer houder ten opzichte van de anatomische markeringen tijdens de landing waargenomen over alle 16 proeven. De ultrasone transducer hoekvariatie gepresenteerd een hoge herhaalbaarheid en (ICC 2,1 = 0,90, p <0,05). Hieruit blijkt dat de transducer beweging tijdens de landing proef was minimaal en de snelheidsmetingen werden niet beïnvloed door eventuele bewegingen transducer.
II. 3D Motion Camera & Force Plates
We voornamelijk gericht op knie en heup flexiehoeken, knie valgus hoek, en knie valgus ogenblik. We vonden dat tijdens het eerste contact met de grond, proefpersonen had de volgende kinematische patronen: hip flexion 41 ° ± 13 graden, knieflexie 23 ° ± 9 graden, en knie valgus 0.03 ° ± 6 graden. Naarmate ze tijdens de landing fase, de maximale hoek bereikt waren: heupflexie 58 ° ± 19 graden, knieflexie 54 ° ± 24 graden, en knie valgus -4 ° ± 8 graden (figuur 5). Knie valgus schip gepresenteerd een daling van 0,03 ± 0,03-0,1 ± 0,1 Nm / km vanaf het eerste contact met de grond tot de maximale tijdens de landing fase (figuur 6).
Figuur 1. Vertegenwoordiging van de VTDI snelheidsmeting van de rectus femoris. De grijze balk vertegenwoordigen de twee afzonderlijke zend-en balken en de rode lijn geeft de laterale snelheidscomponent (langs proximale-distale richting van de knie) en de blauwe lijn vertegenwoordigt de axiale snelheid ontvangen component (langs de dikte van de spier).
Figuur 2. Axiaal en laterale snelheden tijdens daling landing vergeleken met de sequentie van videoframes (bovenste paneel). De sokkel van de axiale en laterale snelheden, waarbij A overeenkomt met de oorspronkelijke kniebuiging, B komt overeen met de knie-extensie C komt overeen met de teen het slaan van de grond, D komt overeen met de hiel het slaan van de grond, E komt overeen met knieflexie na landing en F komt overeen met de extensie van de knie en stabilisatie.
Figuur 3. Herhaalbaarheid van de grootte van de resulterende snelheidsvector voor alle 8 onderwerpen (2 proeven per onderwerp). Mannen zijn aangeduid in het rood diamanten en vrouwen in blauwe cirkels.
Figuur 4. Paneel A. De fout inde hoek tussen de lijn segment gemaakt door ultrasone transducer houder en de markering op het midden van de dij (paars gestreepte lijn segment) en de lijn segment door de ultrasone transducer en de marker op de trochanter (groene stippellijn segment). Paneel B. De absolute fout in de hoek tussen de lijn segment gemaakt door ultrasone transducer houder en de markering op het midden van de dij en de lijn segment door de ultrasone transducer en de marker op de trochanter.
Figuur 5. Figuur toont de 3D motion capture tijdens de drop landing taak. Een overeen met de oorspronkelijke kniebuiging voor lancering van platform, B komt overeen met de teen slaan de grond, C komt overeen met de hiel de grond slaan, D komt overeen met kniebuiging na aanvoer en E overeen met de knee uitbreiding en stabilisatie. Klik hier om een grotere afbeelding te bekijken.
Figuur 6. Figuur toont representatieve knie valgus ogenblik veranderingen tijdens de standfase van drop-sprong. Knie valgus ogenblik presenteerde een stijging van 0,03 ± 0,03-0,1 ± 0,1 Nm / km vanaf het eerste contact met de grond tot het maximum tijdens de landing fase. Klik hier voor vergroting figuur.
Discussion
Echografie heeft de mogelijkheid om directe beoordeling van de spier kinematica voorzien in dynamische studies die conventionele maatregelen, zoals 3D motion capture, dynamometrie, elektromyografie, en op de grond reactiekracht metingen kunnen aanvullen. Deze aanpak kan breed toepasbaar voor fundamenteel biomechanica onderzoek en klinische evaluatie. Er zijn drie belangrijke benaderingen voor het schatten van weefsel beweging met behulp van ultrageluid: (1) spikkel volgmethoden dat cross-correlatie te gebruiken op ruwe radiofrequentie (RF) echografie gegevens of omhullinggedetecteerde grijstinten (of B-mode) beeldgegevens. Deze technieken zijn op grote schaal gebruikt in zowel skelet 24-25 en cardiale 26 spieren motion tracking en de schatting, (2) beeldverwerking methoden die de spier bundels of functies 27-28 en (3) tissue Doppler imaging technieken die gebruikt worden in zowel hart 29 volgen -30 en skelet 31 motion estimation. Spikkel volgen op basis van ruimtelijke cross-cONCORDANTIETABEL is op grote schaal gebruikt om de beweging van het weefsel te volgen en kan de beweging volgen met sub-pixel resolutie. Echter, spikkel patronen decorreleren snel tijdens grotere bewegingen. Beweging uit het beeldvlak vormt ook een uitdaging voor spikkel tracking. Methoden voor het opsporen van spierweefsel fascicle lengte hebben betere toepasbaarheid waar de hele fascicle wordt gevisualiseerd in het beeld tijdens de dynamische taak. Methoden die afhankelijk zijn van beeldverwerking gegevens lage temporele resolutie beperkt door de beeldvorming frame rate en dus niet bijhouden beweging bij hoge snelheden. Bovendien zijn deze fascicle opsporingsmethoden zijn zeer gevoelig voor uit plane beweging. Aldus probe beweging ten opzichte van de spieren veroorzaken de tracking mislukt. Snelheidsschattingen conventionele tissue Doppler imaging (TDI) kan hogere temporele resolutie hebben, en zijn robuuster kleine bewegingen probe. Doppler methoden kunnen snelheden onderdelen schatten alleen langs de ultrasone straal, waardoor Doppler schattingen zouden onjuist kunnen zijn due de wisselende hoek van insonation met de beweging van de spieren. De voorgestelde VTDI werkwijze ondervangt dit probleem door gebruik te maken van twee verschillende ultrageluidbundels gestuurd onder verschillende hoeken, dus de snelheid schatting is onafhankelijk van de insonation hoek in het beeldvlak. Ook kan de effectieve temporele resolutie van VTDI ongeveer 0,1 ms en daarom is deze methode kan de beweging van de skeletspieren te volgen tijdens dynamische activiteiten (bijvoorbeeld drop-landing, lopen en joggen).
Andere voordelen van onze aanpak omvat het gebruik van een lineaire array beeldvormende transducer gebaseerd op een klinisch ultrasone systeem voor het uitvoeren vector tissue Doppler beeldvorming. We elektronisch gestuurde de zend / ontvangst bundelsturing, diafragma en focus locaties, voor het scannen van een groot gezichtsveld. Bovendien kan deze benadering worden uitgebreid tot duplex VTDI voeren met simultane real time imaging. Ons systeem maakt het ook mogelijk ons in conventionele B-modus beeldvorming uit te voeren om lOcate de regio van belang zijn voor de kwantificering van weefsel spanning en kinematica. Aangezien deze methode op een klinische scanner werd geïmplementeerd, zijn we in staat om deze VTDI methode in te zetten in een gang laboratorium voor biomechanica onderzoek.
Beperkingen van deze techniek moet worden erkend. Verschillende factoren van invloed op de nauwkeurigheid van de Doppler-metingen. VTDI gebaseerd snelheidsschattingen in twee afmetingen (langs en over spiervezels) vereist de lineaire array transducer te splitsen in twee zend / ontvang sub-openingen (32 elementen breed) en sturen de balken 15 °. Het sturen van de echografie verzenden en ontvangen balken hogere hoeken kon snelheid maatregelen vanwege raspen lobben beïnvloeden. Ook het gebied van de bundel overlapgebied in VTDI verandert met variërende straal nadruk diepte 32, die van invloed kunnen de snelheid schattingen. De variantie van de Doppler schattingen afhankelijk (1) versnelling en vertraging van weefsel in de analyse tijdvenster (2) variantie van tafgifte snelheid binnen het Doppler bereikpoort (3) het variëren van Doppler-hoek binnen de opening voor Wideband spectraal de uitgezonden en ontvangen ultrasone bundels, ook wel bekend als geometrische verbreding 33 en (4) de bandbreedte van het verzonden ultrasone puls, aangezien de Doppler verschuiving is evenredig met de draaggolffrequentie 34. Verschillende methoden kunnen worden gebruikt om de variantie te beperken. Fase gebaseerde snelheid schatters, zoals autocorrelatie, typisch gebruik kleinere analyse tijdvensters opzichte spectrale schatters, maar ze schatten betekenen Doppler verschuiving plaats van de piek verschuiving. Wideband spectrale schatters zoals de 2D-Fourier-transformatie 35 kan de variantie te verminderen als gevolg van de puls bandbreedte. Bij VTDI, die gebruik twee gestuurde Doppler bundels, de variantie van weefsel snelheden in de bundel-overlappingszone opzichte van de spier is een andere factor om te overwegen. De rectus femoris spiercontractie is in 3D en de samentrekking velocheid varieert ruimtelijk langs de spier. Daarom is het belangrijk om zorgvuldig selecteren het gebied van belang.
In deze studie onderzochten we de herhaalbaarheid van de rectus femoris kinematica tijdens een drop-landing taak in acht gezonde vrijwilligers met behulp VTDI. Hoewel de proeven waren onafhankelijk, zagen we sterk gecorreleerde en herhaalbare piek spiercontractie snelheden voor individuen tussen studies. We zijn momenteel op zoek naar meer onderwerpen in onze studie verder te onderzoeken dit patroon. Deze studie heeft niet-invasieve verstrekt en real-time meting van de samentrekking snelheden van de rectus femoris tijdens drop-landing. De patronen van krimp snelheden waargenomen in de verschillende fasen van de druppel aanvoer taak (Figuur 2): 1. Spiercontractie snelheden domineren in de laterale richting ten opzichte van de axiale richting tijdens de kniebuiging (startfase) en uitbreiding (in-de-lucht-phase). Dit is te verwachten, omdat de rectus femoris spier ondergaat excentrische contractie tijdens de lancering fase en concentrische contractie tijdens in-de-lucht-fase. 2. Lage laterale spieren snelheden tijdens de derde fase (teen de grond te raken), met een verwaarloosbaar klein axiale spieren snelheden. Dit komt overeen met rectus femoris spiercontractie lager in deze fase 3. Aanzienlijke stijging van de axiale en laterale spieren snelheden vlak na de hiel de grond raakt. Dit komt waarschijnlijk door de spier ondergaat zowel excentrische contractie en vormverandering door druk, waardoor toename van snelheden langs de spiervezels en loodrecht op de spiervezels, respectievelijk. Ondanks het feit dat de daling overloop taak een hoge impact taak VTDI aangetoond herhaalbare rectus femoris snelheden. Deze echo techniek kan klinische gevolgen hebben omdat deze spier is primair verantwoordelijk voor het beschermen van het kniegewricht van overmatige belasting.Daarom is verder onderzoek van de rectus femoris spier bij patiënten met ACL reconstructie gerechtvaardigd om de mechanismen die leiden tot de vroege en versnelde begin van OA te begrijpen.
Hoewel de deelnemers aan dit onderzoek al werden gevraagd om een natuurlijke drop-landing taak van een 30 cm hoog platform, vonden we verschillen in de hoogte van de sprong of de lancering. Ook het gebruik van de high speed camera gegevens werd vastgesteld dat alle proefpersonen hadden een andere druppel landing stijl. Dit zou de kleine verschillen tussen personen in de piek verkregen velocity waarden van de rectus femoris verklaren als gevolg van mogelijke verschillen in activeringspatronen tijdens de taak. Een andere mogelijke factor is het verschil in dwarsdoorsnede van de rectus femoris, die kan leiden tot verschillende spiercontractie en kracht productie.
Disclosures
Geen van de auteurs hebben geen financiële onthullingen of belangenconflicten en de studie werd goedgekeurd door IRB van onze instelling.
Acknowledgments
Dit werk werd mede ondersteund door Grant Nummer 0953652 van de National Science Foundation en voor een deel door de George Mason University bibliotheken open access publishing fonds. We willen graag Dr John Robert Cressman Jr bedanken voor het verschaffen van toegang tot de high-speed camera.
Materials
| Name | Company | Catalog Number | Comments |
| Ultrasound System | Ultrasonix | Sonix RP | |
| 3D Motion Capture System | Vicon Motion Systems | Vicon T-20 | |
| Force Plates | Bertec Corporation | Bertec 4060-10 | |
| High Speed Camera | Photron | Photron 512 PCI 32K |
References
- 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).
