Summary
Vi beskriver en ny ultraljudsbaserad vektor vävnadsdoppler teknik för att mäta muskelsammandragning hastighet, stam och stam takt med sub-millisekund tidsupplösning under dynamiska aktiviteter. Denna metod ger kompletterande mätningar av dynamisk muskelfunktion och kan leda till en bättre förståelse av mekanismerna bakom belastningsskador.
Abstract
Ultraljud är en attraktiv modalitet för avbildning muskler och senor rörelse under dynamiska uppgifter och kan ge en kompletterande metodiskt tillvägagångssätt för biomekaniska studier i klinisk eller laboratoriemiljö. På väg mot detta mål, metoder för kvantifiering av muskel kinematik från ultraljudsbildspråk utvecklas utifrån bildbehandling. Den temporala upplösningen av dessa metoder är oftast inte tillräckligt för högdynamiska uppgifter, till exempel drop-landning. Vi föreslår en ny metod som använder en Doppler metod för att kvantifiera muskel kinematik. Vi har utvecklat en ny vektor vävnadsdoppler (VTDI) teknik som kan användas för att mäta muskuloskeletala kontraktion hastighet, stam och stam takt med sub-millisekund tidsupplösning under dynamiska verksamhet med hjälp av ultraljud. Målet med denna förstudie var att undersöka repeterbarheten och potentiella tillämplighet VTDI tekniken att mäta muskuloskeletala velocsamhet under en drop-landning uppgift, hos friska försökspersoner. De VTDI mätningar kan utföras samtidigt med andra biomekaniska tekniker, såsom 3D-motion capture för gemensamma kinematik och kinetik, elektromyografi för tidpunkten för muskelaktiverings-och kraftplattor för markreaktionskraft. Integrationen av dessa kompletterande tekniker skulle kunna leda till en bättre förståelse för dynamisk muskelfunktion och dysfunktion ligger till grund för patogenes och patofysiologi av belastningsskador.
Introduction
Belastningsbesvär är allmänt förekommande i vuxen ålder 1. De är en ledande kroniskt tillstånd i USA 2 och rapporteras för att påverka 25% av människor över hela världen 3. Belastningsbesvär är associerade med minskad funktion i dagliga aktiviteter (ADL), funktionella begränsningar och lägre livskvalitet 4. Deras ekonomiska bördan är betydande på grund av förlorad produktivitet och höga sjukvårdskostnader 4. Patofysiologin av flera av dessa sjukdomar fortfarande otillräckligt förstådd. Till exempel har patogenesen för osteoartrit (OA) 4 efter rekonstruktion av främre korsband (ACL) skador kopplats till förändringar i quadriceps muskelstyrka och funktion 5, men de bakomliggande mekanismerna är oklara. För att belysa de bakomliggande mekanismerna, det finns ett behov av att bättre förstå dynamisk muskelfunktion.
Den funktionellabedömning av enskilda muskler, under genomförandet av en del av eller en hel uppgift i samband med ADL och aktiv livsstil (dvs. sport) kan ge ytterligare insikt om muskelfunktion och dess potentiella roll i patogenesen och patofysiologi av dessa störningar. Ytterligare kvantifiering av muskelfunktion förbättring under rehabilitering kan användas som ett utfallsmått. Konventionella metoder för mätning av muskel-och ledfunktion på kliniken innebär fysisk undersökning, såsom rörelseomfång, muskelstyrka och / eller muskelgrupp uthållighet. Närvarande i kliniken, är elektromyografi (EMG) används för att bedöma muskelaktivering / co-aktivering, frekvens och amplitud av muskelaktivitet. Emellertid är EMG ett mått på elektrisk aktivering i muskeln och inte nödvändigtvis ge information om muskelstyrka, kontraktion förmåga och andra funktionella faktorer i muskeln. Andra avancerade biomekaniska bedömningar, till exempel 3D-motion capture-system feller gemensamma kinetik och kinematik och kraftplattor för markreaktionskraft kan utföras i en gånglabb 6-9. De mätningar som görs med dessa tekniker är på gemensam nivå och inte nödvändigtvis ger en direkt förståelse för enskilda muskelfunktion under en dynamisk och funktionell aktivitet. Förmågan att utföra avbildning av muskeln samtidigt medan du utför en dynamisk aktivitet skulle kunna leda till en bättre och mer realistisk funktionell bedömning på muskelnivå.
De flesta studier har fokuserat på muskelfunktion i statiska utsatta lägen, och denna metod kan öppna nya vägar för att ytterligare öka vår förståelse av muskel beteende under verkliga situationer.
Diagnostiskt ultraljud kan aktivera direkt avbildning av muskler och senor i realtid, och därför är ett attraktivt alternativ för mätning av muskuloskeletala dynamik och funktion under ADL. Ultraljud-baserade kvantitativa mått påmuskel morfologi och arkitektur, till exempel muskeltjocklek, längd, bredd, tvärsnittsarea (CSA), fiber pennation vinkel och fascicle längd har använts i stor omfattning 10-12. Under de senaste åren har bildbehandlingsmetoder använts för att bedöma och kvantifiera dessa kvantitativa åtgärder under dynamiska uppgifter 13-14. Dessa framsteg har möjliggjort en ny metod för att förstå in vivo muskelfunktion. Emellertid har dessa metoder främst förlitat sig på att använda konventionella gråskala (eller B-läge) ultraljud, och därför har inte fullt ut utnyttjat möjligheterna till ultraljud för att mäta vävnadshastigheter, stam och stam takt med hjälp av doppler principer, som har visat sig vara värdefull vid utvärdering av hjärtmuskelfunktion 15-16.
Vi har utvecklat en vektor vävnadsdoppler (VTDI) teknik som kan mäta sammandragning hastighet, stam och stam takt med hög tidsupplösning (sub MILLISECONd) under dynamisk aktiviteter 17-18. Specifikt kan VTDI tekniken gör mätningar av muskler och senor under högdynamiska uppgifter (t.ex. drop-landning, gång, etc.) vid hög bildhastighet. Den VTDI tekniken är en förbättring jämfört med konventionell Doppler ultraljud, som uppskattar bara komponenten av hastigheten längs ultraljudsstrålen, och är därför beroende av insonation vinkeln. VTDI beräknar hastigheten hos muskler och senor genom att använda två olika ultraljudstrålarna styrs i olika vinklar, och är därför oberoende av det insonation vinkel i avbildningsplanet. Eftersom muskelsammandragning sker i 3D, är fortfarande viktigt vinklingen av avbildningsplanet. Vi har genomfört den här metoden på ett kommersiellt tillgängligt ultraljudssystem med en forsknings-gränssnitt, vilket gör dessa mätningar som ska göras i en klinisk miljö.
För att undersöka repeterbarheten och potentiella tillämplighet VTDI system i mäta rectus femoris muskeln hastigheter under en dynamisk uppgift, utförde vi en förstudie på friska vuxna försökspersoner. Detta dokument visar metoden och experimentuppställning för att uppskatta kontraktion hastigheter, stam och stam takt rectus femoris muskeln med sub-millisekund tidsupplösning under en drop-landnings uppgift.
Protocol
1. Instrumentering
Vektor TDI är baserat på en uppskattning av den resulterande hastighetsvektorn från dopplerhastighet mätt från två eller flera oberoende riktningar. Ett ultraljudssystem med en forsknings-gränssnitt användes för att utveckla VTDI. Forskningen gränssnittet får låg nivå strålformning och pulssekvensstyrning med hjälp av ett Software Development Kit (SDK). En 5-14 MHz linjär array transducer, som består av 128 givarelement och med en 38 mm synfält användes. Forskningen gränssnitt användes för att dela upp systemomvandlare i två sändnings-och mottagningsöppningar och styra mottagnings balkar av 15 ° i förhållande till normalen. Sändar Strålen fokuserades i regionen av intresse (t ex muskel mage). Sända och ta emot öppningar sattes till 32 delar.
Åtta patienter, 4 män och 4 kvinnor (29,7 ± 6,5 år) rekryterades i denna studie. Kinematiska åtgärder från ämnena ihöger nedre extremiteterna infångades med användning av en åtta-camera motion capture system med hög hastighetskapacitet och en samplingsfrekvens på 200 Hz. Markreaktionskraftdata under experimentet erhölls genom två kraftplattor provtagning vid 2000 Hz.
En höghastighetskamera monterad på ett stativ och placeras 2 m från motivet, användes för att fånga droppen landar på 500 bilder / sek.
2. Ämne Framställning
- Be de ämnen för att bära ett par shorts, sport-BH eller en kort t-shirt och löparskor.
- Instruera patienterna att utföra en 10 min självstyrd uppvärmning och stretching innan datainsamlingen. Detta för att undvika onormala muskelsammandragningar och minska omfattningen av eventuella muskelkramper.
- Efter uppvärmningen session, placera reflekterande markörer på specifika landmärken på kroppen. Specifikt plats kalibrerings markörer på de större trochanters, bilaterala medial och lateral knä och mediala och Lateral fotknölarna. Placera spårnings markörer på den bakre och främre överlägsen iliaca kammar och placera kluster på lår och skänklar, och fem markörer på varje fot 19-20.
- Rikta de ämnen till monter i mitten av fokusområdet i 3D-kameror för att få en statisk rättegång. Deltagarna måste stå på kraftplattor med armarna över axlarna, för att få statiska 3D motion capture-data.
- Sedan placera ultraljudsomvandlaren i en omvandlare hållaren och säkerställa god contraption, för att undvika rubbning av ultraljudsomvandlaren från omvandlaren hållaren. Givaren hållare gjordes med hjälp Lexen polykarbonat och formbar plast.
- För att säkerställa god kontakt med huden och ultraljudsomvandlaren, applicera generös mängd av ultraljudsöverföring gel på givaren.
- Placera ultraljudsomvandlare tillsammans med omvandlaren hållare på låret hos patienten som bilden rectus femorismuskeln i den längsgående axär. Givaren måste placeras halvvägs mellan den främre höftben ryggraden och den laterala epicondoyle bilden magen av rectus femoris-muskeln. Innan säkra ultraljudsgivaren och givarhållaren på benet, skaffa en axiell bit av quadriceps muskelgrupp. Med detta som en vägledning, se till att ultraljudsgivaren är nu avbildning rectus femoris och inte rör sig mer i sidled eller mediala, för att undvika att avbilda vastii muskelgrupp.
- Nu kan du använda en sammanhängande självhäftande bandage för att fästa givarhållaren på motivet lår. Gör detta steg i förfarandet inte blockerar eller täcker de reflekterande markörer. Den självhäftande bandage får inte vara slappa eller alltför snäv. Lax bandage riskerar ultraljudsgivaren att sjunka under drop-landnings uppgift och en alltför snäv bandage kommer att orsaka obehag, störa ytliga blodflödet och eventuellt förändra släpp landnings dynamik.
- Placera than höghastighetskamera på minst 2 m från motivet i sagittalplanet att samla in videoklipp på en 500 bilder / sek. Fokus kameralinsen för att säkerställa att hela droppe landar sekvens av motivet kan tagits.
3. Experiment Protocol
- När alla markörer och ultraljudsgivaren är säker, fråga de frågor som står på en plattform på höjd 30 cm plats på 50 cm från kraftplattorna. Se till att området runt plattformen (ca 2,5 m) är fri från föremål som kan hindra dropplandnings uppgift eller skadar motivet. Detta innefattar ultraljudsomvandlare sladden.
- Instruera patienterna att placera händerna på höfterna innan start droppen landar uppgiften och under hela nedgången landningssekvensen.
- Starta datainsamlingen för ultraljud, 3D motion capture, kraftplattor och höghastighetskamera före start av dropplandnings uppgiften. Synkronisering mellan de olika instrumenten kan uppnåd med hjälp av en enda knapptryckning för att starta all datainsamling. En trycksensor fäst på tangentbordet kan användas för att generera en synkroniseringstriggsignal när en viss tangent trycks ned.
- Rikta motivet att utföra drop-landnings uppgift från plattformen och landa med båda benen samtidigt. Se till att de ämnen sjunka från rutan istället för att hoppa från den. Inga specifika instruktioner ges avseende landningsteknik.
- Stoppa datainsamlingen när motivet har helt stabiliserats och avslutade drop landningssekvensen.
- Upprepa detta protokoll fem gånger per ämne.
4. Ultraljud Data Analysis
- Export och lagra rådata från ultraljudssystemet till en dator.
- De råa radiofrekvent (RF) ultraljudsdata från varje får balk digitaliseras vid 40 MHz. Bearbeta data med hjälp av MATLAB.
- Utför kvadraturdemodulering på RF-data för att ta bort bärfrekvensen. Avlägsna STATionary och lågfrekventa röran genom att filtrera kvadratur data från varje mottagningsbalkar och för varje djup med hjälp av en 20 Hz högpassfilter.
- Uppskatta hastigheterna längs båda får balkar med hjälp av konventionella autokorrelationshastighet estimator 21.
- Kombinera de individuella hastighets vågformer ingen lateral (längs omvandlaren) och axiella (vinkelrätt till omvandlaren) hastighets vågformer hela droppe landar sekvensen, såsom ses i figur 1.
- Erhåll storleken på den resulterande hastighetsvektor från de enskilda hastighetskomponenter med hjälp av formel 1, såsom beskrivits tidigare 22:
där β är balken styrvinkel, f 1 och f 2 är de två mottagna frekvenskomponenter och f t är sändningsfrekvensen. - Beräkna den lateral och axiell töjningshastighet de / dt med hjälp av den rumsliga gradina i de laterala och axiella hastigheter.
där V 2 och V 1 är momentana hastigheter beräknas till två rumsliga platser separerade med ett avstånd L. - Beräkna de axiella och laterala stammen, e, genom att integrera de axiella och laterala töjningshastighet respektive.
5. 3D Motion Capture Data Analysis
- Exportera 3D-motion capture data till en dator för vidare analys.
- Med hjälp av den statiska stående rättegången, skapa en kinematisk modell (bäcken, lår, skaft och fot) med hjälp av 3D-motion capture-programvara med en minsta kvadrat optimering 23.
- Använd denna kinematiska modellen för att kvantifiera rörelsen på höft, knä och fotleder.
- Filtrera de reflekterande markerings banor och markreaktionskrafter med hjälp av en 4: e ordningens lågpassfilter Butterworte filter med en gränsfrekvens på 7 Hz och 25 Hz, respektive med hjälp av 3D-motion capture programvara.
- Beräkna 3-D gemensamma krafter och moment från den kinematiska och markkraftdata med en vanlig inversa dynamik analys, med hjälp av segmenttröghetsegenskaper uppskattas för varje deltagare enligt de metoder Dempster. Inter-segment gemensamma stunder definieras som interna moment (t.ex. ett knä intern anknytning ögonblick kommer att stå emot en böjning belastning på knät).
6. High Speed Camera Data Analysis
- Exportera video från kameradata hög hastighet till en dator för analys och jämförelse med ultraljud och 3D motion capture kinematiska data.
- Spela upp filmen med 15 bilder / sek och observera drop landnings dynamik.
- Därefter kvantifiera rörelse hos transduktorn hållaren och förskjutningen av ultraljudsomvandlaren under hela droppe landar prov genom att spåra de synliga markörer på anatominiska landmärken med data med hög hastighet video. Bedöma drop landnings dynamiken kan också göras samtidigt för att bättre förstå de olika start-och landnings stilar.
Representative Results
Representativa resultat från vårt tidigare arbete som demonstrerar metoder presenteras nedan. Även om de metoder som används i vår nuvarande forskning integrera avbildning och motion capture, de representativa resultat som presenteras nedan är från studier där dessa mätningar utfördes separat.
I. Ultraljud (VTDI)
Med hjälp av data från 3D-motion capture och höghastighetskamera, mönstret av motivets hopp, var landning och stabiliseringsfasen studerats för varje försök. Den axiella och laterala rectus femoris muskel hastigheter från VTDI jämfördes med data från 3D-motion capture och höghastighetskamera. Med hjälp av dessa data, var den temporala egenskaper axiella och laterala rectus femoris muskeln hastigheter i hela dropplandningssekvensen studeras. Positiva sido hastigheter motsvarar excentrisk kontraktion av rectus femoris muskeln under knäböjning,medan negativa sido hastigheter motsvarar koncentrisk kontraktion av muskeln under knäet förlängning. Detta illustreras i figur 2. Hela drop-landningssekvensen för alla ämnen varade cirka 1,45 ± 0,27 sekunder.
För varje ämne, de axiella och laterala muskelhastigheter visade en stark repeterbarhet mellan försök med en lutning på 0,99 och R2 = 0,75 (Figur 3). Hastighetsvärden för sex av åtta försökspersoner var i ett liknande utbud av 48-62 cm / sek, medan två personer (både män) hade högre hastigheter. Manlig (72,96 cm / sek) presenterade betydligt högre muskelhastighet än honorna (48,71 cm / sek), p = 0,029, om man justerar för varje persons individuella vikt och muskeltjocklek.
Placeringen av ultraljudsgivaren spårades trodde drop-landningssekvensen med hjälp av höghastighetskamera. Vinkeln mellan linjesegmentet mellan trochanter och manschetten (grön dashed linjesegment) och linjesegmentet mellan mitten av låret och manschetten (lila streckad linje segment) beräknades. Sammanlagt 16 studier, med två försök per ämne (försök 1 och 2 gäller att utsätta 1 osv) observeras i Figur 4. Minimal vinkelvariation (0,91 ° ± 0,54 grader) i givarhållaren i förhållande till de anatomiska markörerna under landningen observerades över alla 16 försök. Den ultraljudsgivare Vinkel variation presenterade en hög repeterbarhet och (ICC 2,1 = 0,90, p <0,05). Detta visar att givaren rörelsen under landningen försöket var minimal och mätningarna hastigheten påverkades inte på grund av någon givare rörelse.
II. 3D Motion Kamera och Force Plates
Vi fokuserar främst på knä och höftböjning vinklar, knä valgusvinkel, och knä valgus ögonblick. Vi fann att under den inledande kontakt med marken, betvingar hade följande kinematiska mönster: höft fLexion 41 ° ± 13 grader, knä flexion 23 ° ± 9 grader, och knä valgus 0.03 ° ± 6 grader. När de framsteg under landningsfasen, de maximala vinklar uppnås var: höftböjning 58 ° ± 19 grader, knä flexion 54 ° ± 24 grader, och knä valgus -4 ° ± 8 grader (Figur 5). Knä valgus ögonblick presenterade en minskning från 0,03 ± 0,03 till 0,1 ± 0,1 Nm / km från inledande markkontakt till sitt maximum under landningsfasen (Figur 6).
Figur 1. Representation av VTDI hastighetsmätning av rectus femoris muskeln. Den grå balken representerar två individuella sändnings-och mottagnings balkar och den röda linjen representerar den laterala komponenten hastigheten (tillsammans proximal-distal riktning knäet) och den blå linjen visar den axiella hastigheten komponent (utmed tjockleken av muskel).
Figur 2. Axiella och laterala hastigheter under droppe landar jämförs med sekvensen av videoramar (övre panelen). Den nedre panelen är de axiella och laterala hastigheter, där A motsvarar initialknäböjning, B motsvarar knäet förlängningen motsvarar C till tå träffar marken, motsvarar D till hälen träffar marken, E motsvarar knäböjning efter landning och F motsvarar knäet förlängning och stabilisering.
Figur 3. Repeterbarhet av storleken på den resulterande hastighetsvektor för alla 8 personer (2 försök per ämne). Män betecknas i röda diamanter och kvinnor i blå cirklar.
Figur 4. Panel A. Felet ivinkeln mellan linjesegmentet görs av ultraljudsgivare hållare och markören på mitten av låret (lila streckad linje segment) och linjesegmentet som gjorts av ultraljudsgivaren och markören på trochanter (grön streckad linje segment). Panel B. Det absoluta felet i vinkeln mellan linjesegmentet görs av ultraljudsgivare hållare och markören på mitten av låret och linjesegmentet som gjorts av ultraljudsgivaren och markören på trochanter.
Figur 5. Figuren visar 3D-motion capture under dropplandnings uppgiften. A motsvarar den inledande knäböjning för lansering av plattformen, B motsvarar tån slår i marken, svarar C till hälen träffar marken, motsvarar D till knäböjning efter landning och E motsvarar KNEe förlängning och stabilisering. Klicka här för att visa en större bild.
Figur 6. Figuren visar representativa knä valgus ögonblick förändringar under ståfasen av drop-jump. Knä valgus ögonblick presenterade en ökning från 0,03 ± 0,03-0,1 ± 0,1 Nm / km från inledande markkontakt till sitt maximum under landningsfasen. Klicka här för att visa en större figur.
Discussion
Ultraljudsundersökningar har förmågan att ge direkt bedömning av muskel kinematik i dynamiska studier som kan komplettera konventionella åtgärder, till exempel 3D-motion capture, dynamometry, elektromyografi, och markreaktionskraftmätningar. Detta tillvägagångssätt kan vara brett tillämpbar för grundläggande biomekanik forskning och klinisk utvärdering. Det finns tre huvudsakliga metoder för att skatta vävnadsrörelse med hjälp av ultraljud: (1) speckle tracking metoder som använder korskorrelation på rå radiofrekvens (RF) ultraljudsdata eller kuvert-upptäckt gråskala (eller B-läge) bilddata. Dessa tekniker har använts i stor utsträckning i både skelett 24-25 och hjärt-26 muskel motion tracking och skattning, (2) bildbehandlingsmetoder som spårar muskel fascicles eller funktioner 27-28 och (3) vävnad Doppler imaging tekniker som används i både hjärt-29 -30 och skelett 31 rörelseuppskattning. Speckle tracking baserad på rumslig kors cÄMFÖRELSETABELL har använts i stor utsträckning för att spåra rörelser av vävnad och kan spåra rörelse med sub-pixlar. Men speckle mönster avkorrelera snabbt under större rörelser. Motion ur bildplanet innebär också en utmaning för speckle tracking. Metoder för spårning muskel fascicle längd har bättre användbarhet där hela fascicle visualiseras i bilden under den dynamiska uppgiften. Metoder som bygger på behandling av bilddata har låg tidsupplösning begränsad av imaging bildhastigheten och därmed kan inte spåra rörelse vid höga hastigheter. Dessutom är dessa fascicle spårningsmetoder är mycket känsliga för slut plan rörelse. Sålunda sond rörelse i förhållande till muskel kan orsaka spårningen att misslyckas. Velocity uppskattningar från konventionell vävnadsdoppler (TDI) kan ha högre tidsupplösning, samt är mer robusta för små sondrörelser. Doppler metoder kan uppskatta hastigheter komponenter endast längs ultraljudstrålen, vilket Doppler beräkningar kan vara oriktiga duE till den varierande vinkel insonation med rörelsen hos muskler. Vår föreslagna VTDI metoden övervinner detta problem genom att använda två olika ultraljudstrålarna styrs i olika vinklar, och därför hastigheten uppskattning är oberoende av insonation vinkel i avbildningsplanet. Dessutom kan den effektiva tidsupplösning av VTDI vara ungefär 0,1 ms, och därför kan denna metod spåra rörelse i skelettmuskulaturen under dynamiska aktiviteter (t ex drop-landning, gång och jogging).
Andra fördelar med vårt tillvägagångssätt inkluderar användningen av en linjär uppsättning avbildningsomvandlare baserad på en klinisk ultraljudssystem för att utföra vektorvävnadsdoppler. Vi styrs elektroniskt sänd / ta emot balk styrning, öppningsstorlek och fokus lägen, för att skanna ett stort synfält. Dessutom kan utökas detta tillvägagångssätt för att utföra dubbelsidig VTDI med samtidig realtid avbildning. Vårt system gör det också möjligt för oss att utföra konventionell B-mode scanning till locate regionen av intresse för kvantifiering av vävnad stam och kinematik. Eftersom denna metod genomfördes på en klinisk scanner, har vi kunnat distribuera denna VTDI metod i en gånglabb för biomekanik forskning.
Begränsningar av denna teknik måste erkännas. Olika faktorer påverkar noggrannheten hos Doppler mätningar. VTDI baserade hastighets uppskattningar i två dimension (längs och tvärs muskelfibrer) kräver linjär array transducer delas upp i två sändning / mottagning under öppningar (32 element bred) och styra balkarna med 15 °. Styrning ultraljudet sända och ta emot balkar till högre vinklar kan påverka hastighetsåtgärder på grund av rivning lober. Även den del av balken överlappningsområdet i VTDI förändras med varierande balk fokus djup 32, potentiellt påverka hastighets uppskattningar. Variansen av doppler uppskattningar beror på (1) acceleration och retardation av vävnad i analystidsfönster (2) varians temission hastighet inom Doppleravståndsgrind (3) den varierande doppler vinkel i öppningen används för bredbandig spektral de sända och mottagna ultraljudstrålar, även känd som geometriskt breddning 33 och (4) bandbredden för den överförda ultraljudspulsen, eftersom Dopplerförskjutning är proportionell mot bärfrekvensen 34. Flera metoder kan användas för att begränsa den varians. Fas baserad hastighets estimatorer, såsom autokorrelation, typiskt utnyttja mindre analystidsfönster jämfört med spektrala estimatorer, men de beräknar betyda dopplerförskjutning snarare än toppförskjutning. Wideband spektrala estimatorer som 2D Fouriertransform 35 kan minska variansen grund av pulsens bandbredd. I fallet med VTDI, vilket utnyttjar två styrda Doppler-balkar, är variansen av vävnadshastigheter i det balköverlappningsområdet i förhållande till muskeln en annan faktor att beakta. Den rectus femoris muskelkontraktion är i 3D och kontraktion velocheten varierar spatialt längs muskeln. Därför är det viktigt att noggrant välja den regionen av intresse.
I denna studie undersökte vi repeterbarheten av rectus femoris muskeln kinematik under en drop-landnings uppgift i åtta friska frivilliga med hjälp VTDI. Trots försöken var oberoende, observerade vi starkt korrelerade och repeterbara topp muskelkontraktion hastigheter för individer mellan försöken. Vi håller på att rekrytera fler patienter i vår studie för att ytterligare undersöka detta mönster. Denna studie har gett icke-invasiv och realtidsmätning av sammandragningshastigheter i rectus femoris muskeln under drop-landning. Följande mönster av sammandragningshastigheter observerades under de olika faserna av dropplandningsuppgift (Figur 2): 1. Muskelkontraktion hastigheter dominerar i sidled jämfört med axiell riktning under knäböjning (lanseringsfasen) och extension (in-the-air phase). Detta förväntas, eftersom rectus femoris muskeln genomgår excentrisk kontraktion under lanseringsfasen och koncentrisk kontraktion under in-the-air fasen. 2. Låg sidohastigheter muskel under den tredje fasen (toe vidröra marken), med försumbart låg axiell muskel hastigheter. Detta motsvarar lägre rectus femoris muskelkontraktion under denna fas 3. Betydande ökning av axiella och laterala muskel hastigheter strax efter hälen nuddar marken. Detta är förmodligen på grund av den muskel som genomgår både excentrisk kontraktion och förändring i formen på grund av komprimering, vilket orsakar ökning av hastigheterna längs muskelfibrer och vinkelrätt mot de muskelfibrer, respektive. Trots att nedgången landar uppgiften är en hög effekt uppgift, VTDI visade repeterbar rectus femoris muskel hastigheter. Denna ultraljudsteknik kan ha klinisk effekt eftersom denna muskel är i första hand ansvarig för att skydda knäleden från överdriven belastning.Därför är ytterligare bedömning av rectus femoris muskeln hos patienter med främre korsbandsrekonstruktion befogat att förstå de mekanismer som leder till tidiga och accelererade debut av OA.
Även om deltagarna i denna studie alla ombads att utföra en naturlig drop-landningsuppgift från en 30 cm hög plattform, fann vi skillnader i höjden på hoppet eller lanseringen. Dessutom, med hjälp av kameradata hög hastighet, observerades det att alla ämnen hade en annan droppe landning stil. Detta skulle kunna förklara de små skillnaderna mellan individer i den högsta resulterande hastighetsvärden för rectus femoris muskeln till följd av eventuella skillnader i aktiveringsmönster under uppdraget. En annan möjlig orsak är skillnaden i tvärsektionsarea av rectus femoris muskel, vilket potentiellt kan leda till olika nivåer av muskelkontraktion och tvinga produktionen.
Disclosures
Ingen av författarna har några finansiella upplysningar eller intressekonflikter och studien godkändes av vår institutions IRK.
Acknowledgments
Detta arbete stöddes delvis av Grant nummer 0953652 från National Science Foundation och delvis av George Mason University bibliotek Open Access-publicering fond. Vi vill tacka Dr John Robert Cressman Jr för att ge tillgång till höghastighetskamera.
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).
