Summary
Nous décrivons un nouveau vecteur Doppler tissulaire technique d'imagerie à base d'ultrasons pour mesurer la vitesse de contraction musculaire, la tension et la vitesse de déformation avec une résolution temporelle inférieure à une milliseconde lors d'activités dynamiques. Cette approche fournit des mesures complémentaires de la fonction musculaire dynamique et pourrait conduire à une meilleure compréhension des mécanismes qui sous-tendent les troubles musculo-squelettiques.
Abstract
L'échographie est une modalité intéressante pour les muscles de l'imagerie et le mouvement du tendon lors de tâches dynamiques et peut fournir une approche méthodologique complémentaire pour les études biomécaniques dans un cadre clinique ou de laboratoire. Dans ce but, des méthodes de quantification de la cinématique musculaires à partir d'images de l'échographie sont en cours de développement basés sur le traitement d'image. La résolution temporelle de ces méthodes n'est généralement pas suffisante pour les tâches hautement dynamiques, telles que la chute d'atterrissage. Nous proposons une nouvelle approche qui utilise une méthode Doppler pour quantifier la cinématique musculaires. Nous avons développé un nouveau vecteur imagerie Doppler tissulaire (vTDI) technique qui peut être utilisé pour mesurer la vitesse de contraction musculo-squelettiques, la souche et la vitesse de déformation avec une résolution temporelle inférieure à une milliseconde lors d'activités dynamiques à l'aide d'ultrasons. L'objectif de cette étude préliminaire était d'étudier la répétabilité et l'applicabilité potentielle de la technique dans la mesure vTDI veloc musculo-squelettiquestés au cours d'une tâche baisse atterrissage, chez des sujets sains. Les mesures vTDI peuvent être effectuées simultanément avec d'autres techniques biomécaniques, telles que la capture de mouvement 3D pour la cinématique et la cinétique communs, l'électromyographie pour le moment de l'activation musculaire et de la force des plaques pour la force de réaction du sol. L'intégration de ces techniques complémentaires pourrait conduire à une meilleure compréhension de la fonction musculaire dynamique et la dysfonction sous-jacente de la pathogenèse et la physiopathologie des troubles musculo-squelettiques.
Introduction
Troubles musculo-squelettiques sont largement répandus dans l'âge adulte 1. Ils sont une condition chronique conduisant aux États-Unis et 2 sont présentés à affecter 25% des personnes dans le monde 3. Troubles musculo-squelettiques sont associés à une diminution de la fonction dans les activités de la vie quotidienne (AVQ), des limitations fonctionnelles et une qualité de vie 4. Leur poids économique est important en raison de la perte de productivité et les coûts élevés des soins de santé 4. La physiopathologie de plusieurs de ces troubles reste mal compris. Par exemple, la pathogenèse de l'arthrose (OA) 4 après reconstruction du ligament croisé antérieur (LCA) des blessures a été liée à des altérations de la force du quadriceps et la fonction musculaire 5, mais les mécanismes sous-jacents ne sont pas claires. Pour élucider les mécanismes sous-jacents, il est nécessaire de mieux comprendre la fonction musculaire dynamique.
La fonctionnelleévaluation des muscles individuels, pendant l'exécution d'une tâche partielle ou un ensemble lié à ADL et les modes de vie actifs (c.-à-sport) peut fournir plus de renseignements sur la fonction musculaire et de son rôle potentiel dans la pathogenèse et la physiopathologie de ces troubles. En outre la quantification de l'amélioration de la fonction musculaire pendant la réadaptation peut être utilisée comme une mesure de résultat. Les techniques classiques de mesure de fonctions musculaires et articulaires dans la clinique impliquent un examen physique tels que l'amplitude des mouvements, la force musculaire et / ou groupe de l'endurance musculaire. Actuellement dans la clinique, l'électromyographie (EMG) est utilisé pour évaluer l'activation musculaire / co-activation, la fréquence et l'amplitude de l'activité musculaire. Cependant, EMG est une mesure de l'activation électrique dans le muscle et ne fournit pas nécessairement d'informations sur la force musculaire, la capacité de contraction et d'autres facteurs fonctionnels du muscle. D'autres évaluations biomécaniques sophistiqués, comme la 3D système de capture de mouvement fou cinétique et cinématique communes et des plaques de la force pour la force de réaction du sol peuvent être effectuées dans un laboratoire de la démarche 6-9. Les mesures effectuées par ces techniques sont au niveau articulaire et ne fournissent pas nécessairement une compréhension directe de la fonction individuelle de muscle au cours d'une activité dynamique ou fonctionnelle. La capacité d'effectuer une imagerie du muscle tout en effectuant simultanément une activité dynamique pourrait conduire à une évaluation fonctionnelle meilleure et plus réaliste au niveau musculaire.
La majorité des études se sont concentrées sur la fonction musculaire en position couchée statiques, et cette méthode peut ouvrir de nouvelles voies pour améliorer notre compréhension du comportement du muscle lors de situations en temps réel.
L'échographie diagnostique peut permettre l'imagerie directe des muscles et des tendons en temps réel, et est donc une alternative intéressante pour mesurer la dynamique et la fonction musculo-squelettiques pendant ADL. Des mesures quantitatives basées sur l'échographie dela morphologie et l'architecture du muscle, tel que l'épaisseur du muscle, la longueur, la largeur, la surface en coupe transversale (CSA), l'angle d'obliquité de la fibre et de la longueur des fascicules ont été largement utilisés 10 à 12. Au cours des dernières années, les méthodes de traitement d'images ont été utilisées pour évaluer et quantifier ces mesures quantitatives au cours de tâches dynamiques 13-14. Ces progrès ont permis une nouvelle approche méthodologique pour la compréhension de la fonction musculaire in vivo. Cependant, ces méthodes ont principalement compté sur l'aide de niveaux de gris classique (ou mode B) l'imagerie par ultrasons, et n'ont donc pas pleinement exploité les possibilités de l'échographie pour mesurer les vitesses de tissus, la souche et la vitesse de déformation en utilisant les principes de Doppler, qui ont été montrés pour être utile dans l'évaluation de la fonction musculaire cardiaque 15-16.
Nous avons développé une imagerie vecteur Doppler tissulaire (vTDI) technique qui permet de mesurer la vitesse de contraction, la souche et la vitesse de déformation avec une haute résolution temporelle (de millisecon sousd) lors d'activités dynamiques 17-18. Plus précisément, la technique vTDI peut effectuer des mesures des muscles et des tendons lors de tâches très dynamiques (par exemple baisse de débarquement, la marche, etc) à des cadences élevées. La technique vTDI est une amélioration par rapport à l'échographie Doppler classique qui estime que la composante de la vitesse le long du faisceau ultrasonore, et est donc dépendant de l'angle d'insonation. vTDI estime la vitesse du muscle et le tendon au moyen de deux faisceaux ultrasonores pilotés différentes à différents angles, et est donc indépendante de l'angle d'insonation dans le plan d'imagerie. Cependant, étant donné que la contraction musculaire se produit en 3D, l'angulation du plan de formation d'image est toujours important. Nous avons mis en oeuvre ce procédé sur un système à ultrasons disponible dans le commerce avec une interface de recherche, ce qui permet ces mesures doivent être effectuées dans un environnement clinique.
Pour étudier la répétabilité et l'applicabilité potentielle du syst vTDIlui dans la mesure des vitesses de muscle grand droit fémoral lors d'une tâche dynamique, nous avons effectué une étude préliminaire sur des volontaires sains adultes. Cet article démontre la méthodologie et la configuration expérimentale pour estimer les vitesses de contraction, la souche et le taux du muscle droit fémoral de souche musculaire avec une résolution temporelle inférieure à une milliseconde lors d'une tâche goutte-atterrissage.
Protocol
Une. Instrumentation
Vecteur TDI est basée sur l'estimation du vecteur de vitesse obtenu à partir de mesures de vitesse Doppler prises à partir de deux ou plusieurs directions indépendantes. Système à ultrasons avec une interface de recherche a été utilisé pour développer vTDI. L'interface de recherche a permis la formation de faisceau de bas niveau et le contrôle de séquences d'impulsions en utilisant un kit de développement logiciel (SDK). Un transducteur à réseau linéaire de 5 à 14 MHz, composé de 128 éléments de transducteur et avec un champ de 38 mm de vue a été utilisé. L'interface de recherche a été utilisé pour fractionner le transducteur en réseau dans deux ouvertures d'émission et de recevoir et diriger les faisceaux de réception par 15 ° par rapport à la normale. Le faisceau d'émission est centré dans la région d'intérêt (par exemple, du ventre du muscle). Transmettre et recevoir des ouvertures ont été fixés à 32 éléments.
Huit sujets, 4 hommes et 4 femmes (29,7 ± 6,5 années) ont été recrutés dans cette étude. Mesures cinématiques des sujets de laextrémités inférieur droit ont été capturés à l'aide d'un système de capture de mouvement de huit caméra avec une capacité haut débit et une vitesse de 200 Hz d'échantillonnage. données de force de réaction au sol pendant l'expérience ont été obtenus par deux plaques de force échantillonnage à 2000 Hz.
Une caméra haute vitesse monté sur un trépied et placé à 2 m du sujet, a été utilisé pour capturer l'atterrissage de chute à 500 images / sec.
2. Préparation Objet
- Demandez aux sujets de porter une paire de shorts, soutien-gorge de sport ou un T-shirt court et des chaussures de course.
- Demandez aux sujets d'effectuer un 10 min auto-échauffement et d'étirement avant la collecte de données. C'est pour éviter les contractions musculaires anormales et réduire la portée de toutes les crampes musculaires.
- Après la séance d'échauffement, placer des marqueurs réfléchissants sur sites spécifiques sur le corps. Plus précisément, les marqueurs lieu d'étalonnage sur les grands trochanters, médiale bilatérale et genou médial et latéral et lateral malléoles. Placez les marqueurs de suivi sur la partie postérieure et antérieure crêtes iliaques supérieures et place des grappes sur les cuisses et les tiges, et cinq marqueurs sur chaque pied 19-20.
- Diriger les sujets du stand dans le centre de la zone de mise au point des caméras 3D pour obtenir un procès statique. Les participants doivent se tenir sur les plateformes de force avec leurs bras sur leurs épaules, d'obtenir des données de capture de mouvement 3D statiques.
- Ensuite, placer le transducteur à ultrasons dans un porte-transducteur et d'assurer une bonne engin, afin d'éviter le délogement du transducteur à ultrasons à partir du support de transducteur. Le support de transducteur a été faite en utilisant Lexen polycarbonate et matière plastique moulable.
- Pour assurer un bon contact avec la peau et le transducteur d'ultrasons, appliquer quantité généreuse de gel de transmission d'ultrasons sur le transducteur.
- Placer le transducteur à ultrasons en même temps que le support de transducteur sur la cuisse de l'objet à l'image du muscle fémoral droit de l'axe longitudinalest. Le capteur doit être placé à mi-chemin entre l'épine iliaque antérieure et latérale de la epicondoyle l'image du ventre du muscle fémoral droit. Avant de fixer le transducteur à ultrasons et le support de transducteur à la jambe, d'obtenir une coupe axiale du groupe de muscles quadriceps. L'utilisation de ce comme un guide, assurez-vous que le transducteur à ultrasons est maintenant l'imagerie du droit antérieur et ne bouge pas plus externe ou interne, afin d'éviter l'imagerie du groupe musculaire vastii.
- Maintenant, utiliser un auto-adhésive bande cohésive pour fixer le support du transducteur sur la cuisse du sujet. Faire de cette étape de la procédure n'a pas obstruer ou recouvrir les marqueurs réfléchissants. Le bandage auto-adhésif ne doit pas être laxiste ou trop serré. Bandage Lax va risquer le transducteur à ultrasons à tomber pendant la tâche goutte d'atterrissage et un bandage trop serré va causer de l'inconfort, de perturber la circulation sanguine superficielle et éventuellement modifier la dynamique d'atterrissage d'abandon.
- Placez til caméra haute vitesse au moins 2 m de l'objet dans le plan sagittal de recueillir des vidéos à une 500 images / sec. Concentrer la lentille de la caméra de sorte que la totalité de la séquence d'atterrissage de chute du sujet peut été capturée.
3. Protocole d'expérimentation
- Une fois tous les marqueurs et le transducteur à ultrasons sont sécurisés, demander aux sujets de se tenir sur une plate-forme d'une hauteur de 30 cm à 50 cm lieu des plaques de force. Assurez-vous que la zone autour de la plate-forme (environ 2,5 m) est libre de tout objet qui pourrait entraver la tâche d'atterrissage de chute ou de blesser le sujet. Ceci inclut le cordon de transducteur ultrasonore.
- Demandez aux sujets de placer leurs mains sur les hanches avant de commencer la tâche d'atterrissage de chute et au cours de la séquence d'atterrissage de baisse entier.
- Lancer la collecte de données pour l'échographie, la capture de mouvement 3D, des plaques de la force et de la caméra à grande vitesse avant le début de la tâche d'atterrissage de baisse. La synchronisation entre les différents instruments peut être atteindrej en utilisant une seule touche pour démarrer tous l'acquisition de données. Un capteur de pression fixé au clavier peut être utilisé pour générer un signal de déclenchement de synchronisation quand une touche spécifique est actionnée.
- Dirigez le sujet pour effectuer la tâche baisse atterrissage de la plate-forme et de la terre avec les deux jambes, simultanément. Veiller à ce que les sujets tombent de la boîte au lieu de sauter de celui-ci. Pas d'instructions spécifiques sont fournies concernant la technique d'atterrissage.
- Arrêter la collecte de données une fois que le sujet a rempli entièrement stabilisée et la séquence d'atterrissage des gouttes.
- Répétez ce protocole cinq fois par sujet.
4. Ultrason analyse des données
- Exporter et stocker les données brutes du système à ultrasons à un ordinateur.
- Les premières radiofréquence (RF) des données de l'échographie de chaque faisceau de réception est numérisé à 40 MHz. Traiter les données à l'aide de MATLAB.
- Effectuer une démodulation en quadrature des données de RF pour supprimer la fréquence de porteuse. Retirer stationary et basse fréquence image de fond en filtrant les données en quadrature de chacun des faisceaux de réception et pour chaque profondeur à l'aide d'un filtre passe-haut à 20 Hz.
- Estimer les vitesses le long des deux faisceaux reçoivent l'aide de l'estimateur de vitesse d'auto-corrélation classique 21.
- Combiner les formes d'onde de vitesse individuels pour obtenir latérale (le long de la sonde) et des formes d'onde axial (perpendiculaire à la sonde) de vitesse à travers la séquence d'atterrissage de chute, comme on le voit sur la figure 1.
- Obtenir l'amplitude du vecteur de vitesse résultant des composantes de vitesse individuelles en utilisant l'équation 1, comme décrit précédemment 22:
où β est l'angle d'orientation de faisceau, f 1 et f 2 sont les deux composantes de fréquence reçues f et t est égal à la fréquence d'émission. - Calculer la latérale et axiale vitesse de déformation de / dt en utilisant le Gradi spatialeents dans les vitesses latérales et axiales.
où V 2 et V 1 sont les vitesses instantanées estimées à deux emplacements spatiaux séparées par une distance L. - Calcul de la déformation axiale et latérale, e, par intégration de la vitesse de déformation axiale et latérale respectivement.
5. 3D Motion Analysis Data Capture
- Exporter les données 3D de capture de mouvement à un ordinateur pour une analyse plus approfondie.
- Utilisation de l'essai statique debout, créer un modèle cinématique (du bassin, de la cuisse, jambe et le pied) en utilisant un logiciel 3D de capture de mouvement avec une optimisation des moindres carrés 23.
- Utilisez ce modèle cinématique de quantifier le mouvement de la hanche, du genou et des articulations de la cheville.
- Filtrer les trajectoires de marqueurs réfléchissants et des forces de réaction au sol à l'aide d'un passe-bas de quatrième ordre Butterworème filtre avec une fréquence de coupure de 25 Hz et 7 Hz, respectivement 3D en utilisant le logiciel de capture de mouvement.
- Calculer 3-D des forces et des moments communs de la cinématique et les données des forces terrestres en utilisant une analyse standard de dynamique inverse, utilisant segments caractéristiques d'inertie estimés pour chaque participant selon les méthodes de Dempster. Inter-segmentaires moments communs sont définis comme des moments internes (par exemple, un moment d'extension interne du genou va résister à une charge de flexion appliqué au genou).
6. Analyse des données de l'appareil photo à haute vitesse
- Exporter les vidéos à partir des données de l'appareil photo à haute vitesse à un ordinateur pour l'analyse et la comparaison avec des ultrasons et de capture de mouvement 3D des données cinématiques.
- Lire le film à 15 images / sec et d'observer la dynamique d'atterrissage d'abandon.
- Ensuite, quantifier le mouvement du support de transducteur et le déplacement du transducteur à ultrasons au cours de l'ensemble de l'essai de chute d'atterrissage en suivant les marqueurs visibles sur la anatomisites tiques utilisant les données de vidéo à haute vitesse. Évaluer la dynamique d'atterrissage d'abandon peut aussi être fait en même temps de mieux comprendre les différents styles lancement et d'atterrissage.
Representative Results
Les résultats représentatifs de notre travail antérieur démontrant les méthodes sont présentées ci-dessous. Alors que les méthodes utilisées dans nos recherches actuelles intègrent l'imagerie et de capture de mouvement, les résultats présentés ci-dessous sont représentatives d'études où ces mesures ont été réalisées séparément.
I. L'échographie (vTDI)
En utilisant les données de la capture de mouvement 3D et la caméra haute vitesse, le motif de saut d'objet, d'atterrissage et de stabilisation phases ont été étudiés pour chaque essai. Le muscle droit fémoral axial et latéral vitesses musculaires de vTDI ont été comparés aux données recueillies à partir de capture de mouvement 3D et caméra haute vitesse. Grâce à ces données, les caractéristiques temporelles de la vitesse axiale et latérale de muscle rectus femoris tout au long de la séquence d'atterrissage de chute ont été étudiés. Vitesses latérales positives correspondent à la contraction excentrique du muscle droit fémoral lors de la flexion du genou,tandis que les vitesses latérales négatives correspondent à la contraction concentrique du muscle lors de l'extension du genou. Ceci est illustré sur la figure 2. La séquence entière goutte d'atterrissage pour tous les sujets a duré environ 1,45 ± 0,27 secondes.
Pour chaque sujet, les muscles axiaux et latéraux vitesses ont montré une forte reproductibilité entre les essais avec une pente de 0,99 et R2 = 0,75 (figure 3). Les valeurs de vélocité pour les sujets de six sur huit étaient dans une gamme similaire de 48-62 cm / s, tandis que deux sujets (hommes) ont des vitesses plus élevées. Hommes (72,96 cm / sec) présentés vitesse significativement plus élevé de muscle que les femmes (48,71 cm / sec), p = 0,029, lors du réglage de l'épaisseur du poids et du muscle individuel de chaque sujet.
La position de la sonde d'échographie a été suivi pensait que la séquence-goutte atterrissage à l'aide de la caméra grande vitesse. L'angle entre le segment de ligne faite entre le trochanter et la coiffe (tiret vertsegment de ligne de ed) et le segment de ligne entre la mi-cuisse et la manchette (segment de ligne en pointillé violet) a été calculé. Un total de 16 essais, avec 2 essais par sujet (essai 1 et 2 se rapportent à soumettre 1 et ainsi de suite) sont observées dans la figure 4. Variation angulaire minimale (0,91 ° ± 0,54 °) du support de transducteur par rapport aux marqueurs anatomiques lors de l'atterrissage a été observée sur l'ensemble des 16 essais. La variation angulaire de transducteur à ultrasons a présenté une grande répétabilité ainsi (CPI 2,1 = 0,90, p <0,05). Cela montre que le mouvement de la sonde pendant le procès d'atterrissage était minime et les mesures de vitesse n'ont pas été affectés en raison d'un mouvement de la sonde.
II. Plaques 3D Motion appareil photo et des forces
Nous concentrons d'abord sur le genou et des angles de flexion de la hanche, l'angle de valgus du genou et du genou moment valgus. Nous avons constaté que lors du premier contact avec le sol, les sujets devaient les modèles cinématiques suivantes: hanche flexion 41 ° ± 13 degrés, la flexion du genou de 23 ° ± 9 degrés, et valgus du genou 0,03 ° ± 6 degrés. À mesure qu'ils progressent au cours de la phase d'atterrissage, les angles maximum obtenues ont été: flexion de la hanche 58 ° ± 19 degrés, la flexion du genou de 54 ° ± 24 degrés, et valgus du genou -4 ° ± 8 degrés (figure 5). Instant genou valgus présenté une diminution de 0,03 ± 0,03 à 0,1 ± 0,1 Nm / km de contact avec le sol initiale à son maximum au cours de la phase d'atterrissage (figure 6).
Figure 1. Représentation de la mesure de la vitesse vTDI du muscle fémoral droit. Le faisceau gris représentent les deux transmission individuelle et recevoir les poutres et la ligne rouge représente la composante de vitesse latérale (selon la direction du genou proximale-distale) et la ligne bleue représente la vitesse axiale le composant (le long de l'épaisseur du muscle).
Figure 2. Des vitesses axiales et latérales au cours de l'atterrissage de chute sont comparées à la séquence de trames vidéo (panneau supérieur). Le panneau inférieur est le axiales et latérales vitesses, où A correspond à la flexion du genou initial, B correspond à l'extension du genou, C correspond à l' orteil en frappant le sol, D correspond au talon frappant le sol, E correspond à genou flexion après l'atterrissage et F correspond à l'extension du genou et de la stabilisation.
Figure 3. Répétabilité de l'ampleur du vecteur vitesse résultant pour les 8 sujets (2 essais par sujet). Hommes sont désignés dans les diamants et les femmes rouges en cercles bleus.
Figure 4. Groupe A. L'erreur dansl'angle entre le segment de ligne faite par le titulaire de transducteur à ultrasons et le marqueur de la mi-cuisse (segment violet de la ligne en pointillés) et le segment de ligne effectué par le transducteur à ultrasons et le marqueur sur le trochanter (vert en pointillés segment de ligne). Partie B. L'erreur absolue de l'angle entre le segment de ligne effectué par ultrasons support de transducteur et le marqueur de la mi-cuisse et le segment de ligne effectué par le transducteur à ultrasons et le marqueur sur le trochanter.
Figure 5. Figure montre la capture de mouvement 3D pendant la tâche d'atterrissage de baisse. A correspond à la flexion du genou initiale pour le lancement de la plate-forme, B correspond à la pointe de heurter le sol, C correspond au talon frappant le sol, D correspond à genou flexion après l'atterrissage et E correspond à la knee extension et la stabilisation. Cliquez ici pour agrandir la figure.
Figure 6. Figure montre genou représentant des variations de moment de valgus au cours de la phase d'appui de la chute de saut. Genou moment valgus présenté une augmentation de 0,03 ± 0,03 à 0,1 ± 0,1 Nm / km de contact avec le sol initiale à son maximum au cours de la phase d'atterrissage. Cliquez ici pour agrandir figure.
Discussion
L'échographie a la capacité de fournir une évaluation directe de la cinématique musculaires dans les études dynamiques qui peuvent compléter les mesures conventionnelles, telles que la capture de mouvement 3D, dynamométrie, électromyographie, et les mesures de force de réaction au sol. Cette approche peut être largement applicable pour la recherche en biomécanique fondamentaux et l'évaluation clinique. Il existe trois principales méthodes pour estimer le mouvement des tissus par ultrasons: (1) les méthodes de suivi de chatoiement qui utilisent corrélation croisée sur radiofréquence brut (RF) des données de l'échographie ou l'échelle de gris (ou mode B) des données d'image de l'enveloppe détectée. Ces techniques ont été largement utilisés dans les deux squelettique 24-25 et le suivi cardiaque 26 de mouvement musculaire et estimation; (2) les méthodes de traitement d'image qui suivent les faisceaux musculaires ou fonctions 27-28 et (3) les techniques d'imagerie Doppler tissulaire utilisés dans les deux cardiaque 29 estimation 31 -30 mouvement et squelettique. suivi de chatoiement sur la base spatiale contre-correlation a été largement utilisé pour suivre le mouvement des tissus et peut suivre le mouvement de la résolution sous-pixel. Cependant, figures de tavelures décorréler rapidement pendant les grandes motions. Proposition de plan de l'image constitue également un défi pour le suivi du chatoiement. Méthodes de suivi muscle longueur des fascicules ont une meilleure applicabilité où tout le fascicule est visualisé sur l'image pendant la tâche dynamique. Les méthodes qui s'appuient sur des données d'image de traitement ont faible résolution temporelle limitée par la vitesse de défilement d'image et ne peuvent donc pas suivre le mouvement à des vitesses élevées. En outre, ces méthodes de suivi des fascicules sont très sensibles à de mouvement plan. Ainsi sonde mouvement par rapport au muscle peut provoquer le suivi à l'échec. estimations de la vitesse de l'imagerie Doppler tissulaire classique (TDI) peuvent avoir une résolution temporelle plus élevée, ainsi sont plus robustes à de petits mouvements de la sonde. méthodes d'estimation Doppler peuvent composantes de vitesses uniquement le long du faisceau d'ultrasons, ainsi les estimations peuvent être inexacts Doppler due à l'angle variable de insonation avec le mouvement du muscle. Notre méthode proposée vTDI surmonte ce problème en utilisant deux faisceaux d'ultrasons différentes directrices des angles différents, donc l'estimation de la vitesse est indépendante de l'angle d'insonation dans le plan d'imagerie. En outre, la résolution temporelle effective de vTDI peut être d'environ 0,1 ms et donc cette méthode peut suivre le mouvement du muscle squelettique au cours d'activités dynamiques (par exemple baisse atterrissage, la marche et le jogging).
D'autres avantages de notre approche comprennent l'utilisation d'un transducteur d'imagerie à balayage linéaire basé sur un système à ultrasons clinique pour effectuer l'imagerie Doppler tissulaire vecteur. Nous avons contrôlé électroniquement la transmission / réception de direction de faisceau, la taille de l'ouverture et de concentrer destinations, pour balayer un champ de vision large. En outre, cette approche peut être étendue à effectuer duplex avec vTDI simultanée imagerie en temps réel. Notre système nous permet également d'effectuer l'imagerie en mode B conventionnel pour locate la région d'intérêt, pour la quantification de la déformation du tissu et de la cinématique. Puisque cette méthode a été appliquée sur un scanner clinique, nous avons été en mesure de déployer cette méthode vTDI dans un laboratoire de la marche pour la recherche sur la biomécanique.
Les limites de cette technique doivent être reconnus. Divers facteurs influent sur la précision des mesures Doppler. estimations de vitesse sur la base vTDI en deux dimensions (long et en travers des fibres musculaires) nécessite la sonde linéaire à être divisé en deux d'émission / réception sous-ouvertures (32 éléments de large) et d'orienter les faisceaux de 15 °. Direction l'échographie transmettre et recevoir des poutres à des angles plus pourrait affecter les mesures de vitesse en raison de grille lobes. En outre, la zone de la région de chevauchement de faisceaux dans vTDI change avec la variation de focalisation du faisceau 32 des profondeurs, qui pourraient affecter les estimations de vitesse. La variance de l'estimation Doppler dépendent de (1) l'accélération et la décélération du tissu à l'intérieur de la fenêtre temporelle d'analyse (2) la variance de tvitesse de délivrance au porte de distance Doppler (3) l'angle Doppler différents au sein de l'ouverture utilisée pour Wideband spectrales transmises et reçues faisceaux d'ultrasons, aussi connu comme géométrique élargissement 33 et (4) la largeur de bande de l'impulsion ultrasonore émise, depuis le décalage Doppler est proportionnelle à la fréquence porteuse 34. Plusieurs méthodes peuvent être utilisées pour limiter la variance. Phase base estimateurs de vitesse, tels que l'auto-corrélation, utilisent généralement des petites fenêtres de temps d'analyse par rapport aux estimateurs spectraux, mais ils estiment signifie décalage Doppler plutôt que le changement de pic. Wideband estimateurs spectraux comme la transformée de Fourier 2D 35 peut réduire la variance due à la largeur de bande de l'impulsion. Dans le cas de vTDI, qui utilise deux faisceaux à direction Doppler, la variance des vitesses de tissus dans la région de chevauchement de faisceaux par rapport au muscle est un autre facteur à considérer. La contraction de muscle droit fémoral est en 3D et la veloc de contractiontion varie dans l'espace le long du muscle. Par conséquent, il est important de choisir soigneusement la région d'intérêt.
Dans cette étude, nous avons étudié la répétabilité de la cinématique du muscle grand droit fémoral lors d'une tâche baisse atterrissage chez huit volontaires sains en utilisant vTDI. Même si les essais sont indépendants, nous avons observé des vitesses de contraction musculaire de pointe hautement corrélés et reproductibles pour les personnes entre les essais. Nous recrutons actuellement plus de sujets dans notre étude pour examiner plus en détail ce modèle. Cette étude a permis non invasive et la mesure en temps réel de la vitesse de contraction du muscle rectus femoris-goutte pendant l'atterrissage. Les profils de vitesses de contraction suivants ont été observés au cours des différentes phases de la tâche d'atterrissage de gouttes (figure 2): 1. Les vitesses de contraction musculaire dominent dans la direction latérale par rapport à la direction axiale au cours de la flexion du genou (phase de lancement) et l'extension (dans l'air-phase). Ceci est attendu, étant donné que le muscle rectus femoris est en cours de contraction excentrique au cours de la phase de lancement et au cours de la phase de contraction concentrique in-the-air. 2. Faibles vitesses musculaires latérales au cours de la troisième phase (orteil toucher le sol), avec des vitesses négligeable bas musculaires axiale. Cela correspond à abaisser droit antérieur contraction musculaire au cours de cette phase 3. Augmentation substantielle des vitesses musculaires axiales et latérales juste après que le talon touche le sol. Ceci est probablement dû à la contraction du muscle à la fois subir et les changements de forme excentrique en raison de la compression, ce qui provoque l'augmentation des vitesses le long des fibres musculaires et perpendiculaire aux fibres musculaires, respectivement. En dépit du fait que la tâche d'atterrissage de goutte est une tâche aux chocs élevée, vTDI démontré rectus femoris répétable vitesses musculaires. Cette technique de l'échographie pourrait avoir un impact clinique depuis ce muscle est principalement responsable de la protection de l'articulation du genou de charge excessive.Par conséquent, une évaluation de la muscle droit fémoral chez les patients avec une reconstruction du LCA est justifié de comprendre les mécanismes qui conduisent à l'apparition précoce et accéléré de l'arthrose.
Bien que les participants à cette étude ont tous été invités à effectuer une tâche naturelle baisse atterrissage d'une plateforme de 30 cm de haut, nous avons trouvé des différences dans la hauteur du saut ou lancer. Aussi, en utilisant les données de la caméra à grande vitesse, il a été observé que tous les sujets avaient un style d'atterrissage de chute différente. Cela pourrait expliquer les légères différences entre les sujets dans les valeurs de vitesse résultants pointe du muscle droit antérieur comme une conséquence de différences possibles dans les modes d'activation au cours de la tâche. Un autre facteur est possible les différences de surface de section transversale du muscle rectus femoris, ce qui pourrait conduire à différents niveaux de la contraction musculaire et la force de production.
Disclosures
Aucun des auteurs encore d'informations financières ou les conflits d'intérêts et l'étude a été approuvée par l'IRB de notre institution.
Acknowledgments
Ce travail a été financé en partie par la concession numéro 0953652 de la National Science Foundation et en partie par les bibliothèques de l'Université George Mason fonds de publication en libre accès. Nous tenons à remercier le Dr John Robert Cressman Jr. pour fournir un accès à la caméra à haute vitesse.
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
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