Summary
Мы описываем новую тканей метод воображения Доплера вектор ультразвуковой основе для измерения мышечной скорость сжатия, деформации и скорости деформации с суб-миллисекунд временным разрешением во время динамических деятельности. Такой подход обеспечивает дополнительные измерения динамического функции мышц и может привести к лучшему пониманию механизмов, лежащих в основе нарушений опорно-двигательного аппарата.
Abstract
Ультразвук является привлекательным модальность для визуализации мышц и движения сухожилия во время динамических задач и может обеспечить дополнительную методологический подход для биомеханических исследований в клинической или лабораторной обстановке. Для достижения этой цели, методы количественного определения кинематики мускулатуры из ультразвукового изображений в настоящее время разрабатываются на основе обработки изображений. Временное разрешение этих методов, как правило, не достаточно для очень динамичных задач, таких как падение посадки. Мы предлагаем новый подход, который использует метод Доплера для количественного кинематику мышц. Мы разработали новый вектор ткани допплер техника (vTDI), которые могут быть использованы для измерения опорно-двигательного скорости сжатия, деформации и скорости деформации с суб-миллисекунд временным разрешением во время динамических деятельности с использованием ультразвука. Цель этого предварительного исследования было изучение повторяемости и потенциальную применимость метода vTDI в измерении опорно-двигательного сконостей во время задачи раскрывающемся посадки, в здоровых субъектов. Измерения vTDI могут быть выполнены одновременно с другими биомеханических методов, таких как 3D-захвата движения для совместных кинематики и кинетики, электромиографии для времени активации мышц и силовых пластин для первого силы реакции. Интеграция этих дополнительных методов может привести к лучшему пониманию функции динамического мышц и дисфункции, лежащей в основе патогенеза и патофизиологии опорно-двигательного аппарата.
Introduction
Опорно-двигательного аппарата расстройства широко распространены в зрелом возрасте 1. Они являются одной из ведущих хроническое состояние в Соединенных Штатах 2 и, как сообщается, повлияет 25% людей во всем мире 3. Опорно-двигательного аппарата расстройства связаны со снижением функции в повседневной жизни (ADL), функциональных ограничений и снижению качества жизни 4. Их экономическое бремя является значительным из-за снижения производительности и высоких расходов на здравоохранение 4. Патофизиология некоторые из этих расстройств остается недостаточно изучены. Например, патогенез остеоартрита (ОА) 4 после реконструкции передней крестообразной связки (ACL) травм была связана с изменениями в четырехглавой мышечной силы и функции 5, но основные механизмы остаются неясными. Для выяснения основных механизмов, существует необходимость, чтобы лучше понять динамическую функцию мышц.
Функциональнаяоценка отдельных мышц, во время исполнения частичное или целой задачи, связанной с ADL и активный образ жизни (то есть спортивных) может обеспечить дальнейшее понимание о функции мышц и его потенциальную роль в патогенезе и патофизиологии этих нарушений. Далее количественное улучшение функции мышц в период реабилитации может быть использован в качестве критерия оценки. Обычные методы измерения в мышцах и суставах функцию в клинике включают физическое обследование например диапазон движения, мышечной силы и / или групп мышц выносливость. В настоящее время в клинике, электромиографии (ЭМГ) используется для оценки мышечной активации / сотрудничество активацию, частоту и амплитуду мышечной активности. Тем не менее, ЭМГ является мерой электрической активации в мышцах и не обязательно предоставить информацию о мышечной силы, сжатия способности и других функциональных факторов мышцы. Другие сложные биомеханические оценки, например, 3D системы захвата движения фили совместные кинетика и кинематика и сила пластины для первом силы реакции могут быть выполнены в походки лаборатории 6-9. Измерения, сделанные этих методов на совместном уровне и не всегда обеспечивают прямое понимание индивидуальной функции мышц во время динамической или функциональной активности. Возможность выполнять визуализацию мышцы одновременно при выполнении динамическую активность потенциально может привести к лучшему и более реалистичной оценке функциональной на уровне мышц.
Большинство исследований были сосредоточены на функции мышц в статических подверженных позиции, и этот метод может открыть новые возможности для дальнейшего повышения нашего понимания поведения мышц во время реального времени ситуациях.
Диагностический ультразвук можете настроить прямой визуализации мышц и сухожилий в реальном времени, и, следовательно, является привлекательной альтернативой для измерения динамики опорно-двигательного аппарата и функцию во время ADL. Ультразвук основе количественные показателимышечная морфология и архитектуры, таких как толще, длины, ширины, площади поперечного сечения (CSA), угол волокно pennation и длины отдельных документов нашли широкое применение 10-12. В последние годы методы обработки изображений были использованы для оценки и количественного эти количественные показатели во время динамических задач 13-14. Эти достижения позволили новый методологический подход к пониманию в функции естественных мышц. Тем не менее, эти методы в основном полагались на использовании обычного оттенки серого (или B-режим) ультразвукового изображения, и поэтому не в полной мере использует возможности ультразвука измерять скорости тканей, напряжение и скорость деформации, используя принципы доплеровские, которые были показаны, чтобы быть ценным в оценке сердечной мышцы функцию 15-16.
Мы разработали вектор ткани доплеровских изображений (vTDI) метод, который может измерять скорость сжатия, деформации и скорости деформации с высоким временным разрешением (суб milliseconг) во время динамических деятельности 17-18. В частности, метод vTDI может производить измерения мышц и сухожилий во время очень динамичных задач (например падение-десантных, походки и т. д.) при высокой частоте кадров. Техника vTDI является улучшением по сравнению с обычными допплеровского ультразвука, который оценивает только компоненту скорости вдоль ультразвукового луча, и, следовательно, зависит от угла озвучивания. vTDI оценивает скорость мышц и сухожилий с использованием двух различных ультразвуковые лучи поворачиваемые под разными углами, и, следовательно, не зависит от угла озвучивания в плоскости изображения. Однако, поскольку сокращение мышц происходит в 3D, угловая конструкция плоскости изображения по-прежнему важна. Мы реализовали этот метод на коммерчески доступной ультразвуковой системы с исследовательской интерфейс, что позволяет эти измерения должны быть сделаны в клинических условиях.
Для исследования повторяемость и потенциальную применимость сист vTDIет в измерения скоростей мышечные прямая мышца бедра во время динамической задачи, мы провели предварительное исследование на здоровых взрослых добровольцев. Эта статья демонстрирует методику и экспериментальная установка для оценки контракции скорости, процедить и скорости деформации прямая мышца бедра мышцы с суб-миллисекунд временным разрешением во время выполнения задания раскрывающемся посадки.
Protocol
1. Измерительные приборы
Вектор TDI основан на оценке полученного вектора скорости от измерения скорости доплеровских, взятых из двух или более независимых направлениях. Ультразвуковая система с исследовательской интерфейс был использован для разработки vTDI. Интерфейс исследования позволили низкий уровень формирования диаграммы направленности и контроля последовательности импульсов, используя набор средств для разработки (SDK). Был использован 5-14 МГц линейный массив преобразователь, состоящий из 128 элементов преобразователя и с 38 мм полем зрения. Интерфейс исследования была использована для разделения антенная решетка на два приема и передачи отверстия и направить полученные пучки на 15 ° по отношению к нормали. Передающая луч фокусировался в интересующей области (например мышцы живота). Передачи и приема отверстия были установлены до 32 элементов.
Восемь субъектов, 4 мужчины и 4 женщины (29,7 ± 6,5 лет) были набраны в этом исследовании. Кинематические меры из субъектовПраво нижних конечностей были получены с помощью системы захвата движения восемь-камера с возможностью высокоскоростного и частотой дискретизации 200 Гц. Данные силы реакции земли во время эксперимента были получены с помощью выборки две силы пластин в 2000 Гц.
Высокоскоростная камера установлена на штатив и помещен на расстоянии 2 м от объекта съемки, был использован для захвата посадку падение на 500 кадров / сек.
2. Тема Подготовка
- Спросите субъектов носить шорты, спортивный бюстгальтер или короткие футболки и кроссовки.
- Поручить предметы, чтобы выполнить 10 мин самостоятельной профессиональной разминку и растяжку до сбора данных. Это сделано во избежание каких-либо аномальных мышечные сокращения и уменьшения объема любых мышечных судорог.
- После разминке, разместить отражающие маркеры на конкретных ориентиров на теле. В частности, место калибровки деления на больших вертлугов, двустороннего медиальной и латеральной колена и медиальной и Lateraл ладьевидной костью. Наведите отслеживания маркеров на задней и передней подвздошной гребни и место кластеров на бедрах и хвостовиков, а также пять маркеров на каждой ноге 19-20.
- Направьте субъектов в стенде в центре области фокусировки из 3D камеры, чтобы получить статический процесс. Участники должны стоять на силовых плит с их рук на плечах, чтобы получить статические данные 3D захвата движения.
- Затем поместите ультразвуковой преобразователь в держателе преобразователя и обеспечения хорошего хитрое, чтобы избежать оплывание ультразвуковым преобразователем от держателя датчика. Держатель датчика было сделано с использованием Lexen поликарбонат и формовочной пластика.
- Для обеспечения хорошего контакта с кожей и ультразвукового преобразователя, применять щедрое количество ультразвукового геля передачи на преобразователь.
- Поместите ультразвуковой преобразователь вместе с держателем датчика на бедре субъекта к изображению прямая мышцы бедра в продольном ахесть. Преобразователь должен быть размещен на полпути между передней подвздошной ости и боковой epicondoyle к изображению живот прямая мышца бедра мышцы. Перед закреплением ультразвуковой датчик и держатель датчика к ноге, получить осевой кусочек четырехглавой группы мышц. Используя это в качестве руководства, чтобы убедиться, что ультразвуковой преобразователь теперь визуализации прямая мышца бедра и не двигается несколько боковых или медиальная, чтобы избежать визуализации vastii группы мышц.
- Теперь, используя сплоченную самоклеющуюся повязку, чтобы обеспечить держатель датчика на бедра субъекта. Сделать это процедурный шаг не закрывайте отражающие маркеры. Самоклеящаяся повязка не должна быть слабым или слишком туго. Лакса бинтование рискнет ультразвуковой датчик падать во время задачи раскрывающемся посадки и чрезмерно тугое бинтование вызовет дискомфорт, нарушать поверхностный кровоток и, возможно, изменить динамику посадки падение.
- Наведите тон высокоскоростной камеры не менее 2 м от объекта в сагиттальной плоскости собрать видео на 500 кадров / сек. Фокус объектива камеры, чтобы убедиться, что вся последовательность посадки падение предмета может был захвачен.
3. Эксперимент протокол
- После того как все маркеры и ультразвуковой датчик находятся в безопасности, спросите субъектов стоять на платформе высотой 30 см месте в 50 см от силовых пластин. Убедитесь, что область вокруг платформы (около 2,5 м) ясно любых объектов, которые могли бы помешать задачу посадки падение или травмировать тему. Это включает в себя ультразвуковой преобразователь питания.
- Поручить предметы размещать свои руки на бедрах до запуска задачи посадки падение и во всей последовательности посадки падение.
- Запустите сбор данных для УЗИ, 3D захват движения, силы пластины и высокую скорость камеры до начала задачи посадки падение. Синхронизация между различными инструментами могут быть достиженияд с помощью одного нажатия клавиши, чтобы начать все сбора данных. Датчик давления прикреплен к клавиатуре можно использовать для генерации синхронизирующего сигнала запуска при нажатии указанный ключ.
- Направьте предмет для выполнения этой задачи раскрывающемся посадки с платформы и земли с обеих ног, одновременно. Убедитесь, что субъекты снизится с коробки, а не прыгать от него. Никаких конкретных указаний не предоставляются в отношении техники посадки.
- Остановите сбор данных, как только субъект полностью стабилизировалась и завершил последовательность посадки падение.
- Повторите этот протокол пять раз в тему.
4. Ультразвук Анализ данных
- Экспорт и хранить необработанные данные из ультразвуковой системы к компьютеру.
- В сырой радиочастотных (РЧ) ультразвуковые данные получат луч в цифровую при 40 МГц. Обрабатывать данные с помощью MATLAB.
- Выполнение квадратурную демодуляцию над данными для удаления РЧ несущую частоту. Удалить статionary и низкочастотного беспорядок путем отбора данных квадратурные от каждого приемных лучей и для каждой глубины с использованием 20 Гц фильтр высоких частот.
- Оценить скорости вдоль оба получают пучки с помощью обычного оценщик 21 скорости автокорреляции.
- Объединить отдельные сигналы скорости для получения боковой (по датчику) и сигналов осевой (перпендикулярно к преобразователю) скорости на протяжении последовательности посадки падение, как видно на рисунке 1.
- Получение величину результирующего вектора скорости от отдельных компонент скорости, используя уравнение 1, как описано выше 22:
где β-угол луча руля, е 1 и е 2 являются двумя полученные частотные компоненты и е т является частота передачи. - Вычислить боковую и осевую скорости деформации де / ТД используя пространственную GRADIЭнты в боковых и осевых скоростей.
где V 2 и V 1 являются мгновенные скорости оцениваются в двух пространственных местах, расстояние между Л. - Рассчитайте осевую и боковую нагрузку, е, путем интегрирования осевых и боковых скорости деформации соответственно.
5. 3D Анализ движения Сбор данных
- Экспорт 3D данные захвата движения к компьютеру для дальнейшего анализа.
- Использование статического перед судом, создать кинематической модели (таз, бедро, голень и стопу), используя программное обеспечение 3D захвата движения с оптимизации наименьших квадратов 23.
- Используйте этот кинематической модели для количественной оценки движения в тазобедренных, коленных, и голеностопные суставы.
- Фильтр отражающие маркеры траектории и наземные силы реакции, используя 4-го порядка низкий проход Butterworй фильтр с частотой среза 7 Гц до 25 Гц, соответственно, используя программное обеспечение 3D захвата движения.
- Рассчитать 3-D совместных сил и моментов от кинематических и данных сухопутных войск, используя стандартный анализ обратной динамики, используя сегмент инерционные характеристики оценкам для каждого участника в соответствии с методами Демпстер. Inter-сегментные совместные моменты определяются как внутренние моментов (например, коленный внутренний момент расширение будет сопротивляться нагрузку применительно к сгибания колена).
6. Высокая скорость камеры Анализ данных
- Экспорт видео с камеры данных высокоскоростных к компьютеру для анализа и сравнения с ультразвуком и 3D захвата движения кинематических данных.
- Воспроизведение фильма с частотой 15 кадров / сек и наблюдать динамику посадки падение.
- Затем количественно движение держателя датчика и перемещение ультразвукового преобразователя в течение всего судебного процесса посадки падение путем отслеживания видимые маркеры на анатомичеческие ориентиры использованием видеоданных высокой скорости. Оценивая динамику посадки падение также может быть сделано одновременно, чтобы лучше понять различные запуска и посадки стили.
Representative Results
Представитель результаты от нашей предыдущей работы, демонстрирующие методы представлены ниже. В то время как методы, используемые в нашей нынешней исследований интеграции изображений и захват движения, представительные результаты, представленные ниже, взяты из исследований, в которых эти измерения были выполнены отдельно.
И. Ультразвуковое исследование (vTDI)
Используя данные из 3D захвата движения и высокой скорости камеры, структуре скачка субъекта, посадки и стабилизации фазы изучались для каждого испытания. Осевых и боковых прямая мышца бедра скорости мышечных от vTDI сравнивали с данными, собранными из 3D захвата движения и высокая скорость камеры. Используя эти данные, временные характеристики осевых и боковых скоростей мышечных прямая мышца бедра на протяжении последовательности посадки раскрывающемся изучались. Положительные боковые скорости соответствуют эксцентричного сокращения прямая мышца бедра мышцы во время сгибания колена,а отрицательные боковые скорости соответствуют концентрические сокращения мышцы во время разгибания колена. Это показано на рисунке 2. Вся последовательность раскрывающемся посадки для всех субъектов длилась около 1,45 ± 0,27 сек.
Для каждого предмета, осевые и боковые мышечные скорости показали сильную повторяемость между испытаний с наклоном 0,99 и R2 = 0,75 (рис. 3). Значения скорости в шести из восьми предметов были в подобной диапазоне 48-62 см / сек, в то время как два субъекта (как мужчины) имели более высокие скорости. Мужчины (72,96 см / сек) представлены значительно более высокую скорость мышц, чем у женщин (48,71 см / сек), р = 0,029, при регулировке для индивидуального веса и мышечной толщины каждого испытуемого.
Положение ультразвукового преобразователя был записан думал последовательность раскрывающемся посадки с помощью высокоскоростной камеры. Угол между отрезка, заключенного между вертела и манжеты (зеленый тиреред отрезок) и отрезок между середины бедра и манжеты (фиолетовый сегмента пунктирная линия) была рассчитана. В общей сложности 16 испытаний, с 2 испытаний по каждому предмету (пробная 1 & 2 касаются тематических 1 и т.д.) наблюдаются на рисунке 4. Минимальное изменение угловой (0,91 ° ± 0,54 градуса) держателя датчика относительно анатомических маркеров при посадке наблюдали в течение всех 16 испытаний. Генератор ультразвука изменение угловой представлены высокую воспроизводимость, а также (ICC 2,1 = 0,90, р <0,05). Это показывает, что движение датчика в ходе суда посадки был минимальным и измерения скорости не пострадали из-за любого движения датчика.
II. 3D Motion Camera & Force Плиты
Мы прежде всего на коленных и тазобедренных углов сгибания, коленного угла вальгусной и коленного момент вальгусной. Мы обнаружили, что во время первого контакта с землей, испытуемые должны были следующие кинематические модели: Hip еLexion 41 ° ± 13 градусов, сгибание колена 23 ° ± 9 градусов, а колено вальгусная 0,03 ° ± 6 градусов. Как они прогрессируют на стадии приземления, максимальные углы достигшие были: сгибание бедра 58 ° ± 19 градусов, сгибание колена 54 ° ± 24 градусов, и колено вальгусная -4 ° ± 8 градусов (рис. 5). Момент Колено вальгусная представлены снижение с 0,03 ± 0,03 до 0,1 ± 0,1 Нм / км от первого контакта первом до максимума на стадии приземления (рис. 6).
Рисунок 1. Представительство измерения скорости vTDI части прямой мышцы мышцы бедра. Серая луч представляют два отдельных приема и передачи балки и красная линия представляет боковую составляющую скорости (вдоль проксимального-дистальной направлении колена) и синяя линия представляет собой скорость осевой компонент (по толщине мышцы).
Рисунок 2. Осевых и боковых скорости при посадке капли сравниваются с последовательности видеокадров (верхняя панель). Нижняя панель осевые и боковые скорости, где соответствует начальному сгибания колена, B соответствует расширению колена, С соответствует схождение поражает землю, D соответствует пятки, падающего на землю, Е соответствует сгибания колена сообщению посадку и F соответствует разгибания колена и стабилизации.
Рисунок 3. Повторяемость от величины главного вектора скорости для всех 8 субъектах (2 исследования в тему). Мужчины обозначаются красным алмазов и женщин в синих кружков.
Рисунок 4. Панель А. Погрешностьугол между отрезком сделанного УЗИ держателя датчика и маркера на середины бедра (фиолетовый сегменте пунктирная линия) и отрезка, сделанному ультразвукового преобразователя и маркером на вертела (зеленой штриховой отрезок). Панель Б. Абсолютная погрешность угла между отрезка сделанного УЗИ держателя датчика и маркера на середине бедра и отрезка, сделанному ультразвуковым преобразователем и маркером на вертела.
Рисунок 5. Рисунок показывает 3D захват движения во время задачи посадки падение. Соответствует начальному сгибания колена для запуска с платформы, B соответствует носком, падающего на землю, С соответствует пятки, падающего на землю, D соответствует сгибание колена сообщению посадки и Е соответствует КМГэ расширение и стабилизация. Нажмите здесь, чтобы увеличить рисунок.
Рисунок 6. Рисунок показывает представитель колена изменения моментов вальгусная во время фазы опоры раскрывающегося прыжка. Колено момент вальгусная представлены увеличение с 0,03 ± 0,03 до 0,1 ± 0,1 Нм / км от первого контакта земли до своего максимума на этапе посадки. Нажмите здесь, чтобы увеличить фигура.
Discussion
Ультразвуковое исследование имеет возможность обеспечить прямую оценку кинематики мышечных в динамических исследований, которые могут дополнить обычные меры, такие как 3D-захвата движения, динамометрия, электромиографии и наземных измерений силы реакции. Этот подход может быть широко применим для исследования фундаментальных биомеханики и клинической оценки. Есть три основных подхода к оценке движения ткани с помощью ультразвука: (1) методы отслеживания спекл которые используют кросс-корреляцию на сырье радиочастотных (РЧ) данных УЗИ или серой шкалы (или В-режим) данных изображения конверт-обнаружено. Эти методы широко используются как в скелетных 24-25 и отслеживания сердечного 26 движения мышц и оценки; (2) методы обработки изображений, которые отслеживают мышечные пучки или функции 27-28 и (3) тканевых Доплера визуализации, используемые в обоих сердечной 29 -30 и скелетных оценка 31 движения. Отслеживание Speckle на основе пространственной кросс-сorrelation широко используется для отслеживания движения ткани и может отслеживать движение с разрешением суб-пикселей. Тем не менее, модели спекл быстро декоррелировать во больших движений. Движение из плоскости изображения также представляет собой вызов для отслеживания спекл. Методы отслеживания мышечной длины брошюр имеют лучшую применимость где весь пучок визуализируется в изображение во время динамического задачи. Методы, основанные на данных обработки изображений имеют низкую временное разрешение лимитируется скоростью визуализации кадра и, следовательно, не может отследить движение при высоких скоростях. Кроме того, эти методы отслеживания пучок очень чувствительны к вне плоскости движения. Таким образом зонд движение по отношению к мышце может привести к сбою отслеживания. Оценки скорости от обычной ткани Доплера визуализации (TDI) может иметь более высокую временное разрешение, а также являются более надежными к небольшим перемещениям зонда. Методы доплеровские можно оценить компоненты скорости только вдоль ультразвукового луча, таким образом, оценки доплеровские может быть неточным дюЕ к изменении угла озвучивания с движением мышцы. Предлагаемый способ vTDI преодолевает эту проблему путем использования двух различных ультразвуковые лучи поворачиваемые под разными углами, поэтому оценка скорости не зависит от угла озвучивания в плоскости изображения. Кроме того, эффективное временное разрешение vTDI может быть примерно 0,1 мс и, следовательно, этот метод может отслеживать движение скелетных мышц во время динамической активности (например, раскрывающихся посадки, походка и бег трусцой).
Другие преимущества нашего подхода включают использование линейного датчика изображения массив на основе клинической ультразвуковой системы для выполнения вектор ткани допплер. Мы с электронным управлением приема / передачи лучом, размер диафрагмы и сосредоточиться местоположения, для сканирования большое поле зрения. Кроме того, этот подход может быть расширен выполнять двустороннее vTDI с одновременным изображений в режиме реального времени. Наша система также позволяет нам выполнять обычную изображений B-режима в лocate область интереса для количественного определения штамма ткани и кинематики. Поскольку этот метод был реализован на клинической сканер, мы смогли развернуть этот метод vTDI в походки лабораторию для исследования биомеханики.
Ограничения этого метода следует признать. Различные факторы влияют на точность доплеровских измерений. оценки скорости основанные vTDI в два измерения (вдоль и поперек мышечных волокон) требует линейным датчиком массива должен быть разбит на два приема / передачи субапертур (32 элемента в ширину) и направить лучи на 15 °. Рулевой ультразвук передавать и принимать лучи, чтобы больших углах может повлиять меры скорости из-за решетки долей. Кроме того, площадь области перекрытия пучка в vTDI изменяется с разной фокуса луча глубинах 32, потенциально влияющие на оценку скорости. Разница оценок доплеровских зависит от (1) ускорение и замедление ткани в данном временном окне анализа (2) дисперсии тскорость проблема в ворота диапазона Доплера (3) различной угол Доплера в отверстии использоваться для широкополосной спектрального передаются и принимаются ультразвуковые лучи, также известный как геометрическая расширение 33 и (4) полосу пропускания передаваемого ультразвукового импульса, так как доплеровский сдвиг пропорциональна частоте несущей 34. Некоторые методы могут быть использованы, чтобы ограничить дисперсию. Фазовые скорости на основе оценками, такие как автокорреляции, как правило, используют меньшие временные окна анализа по сравнению с спектральных оценок, но они оценивают в виду доплеровский сдвиг, а не сдвиг пика. Широкополосный спектральные оценки, такие как 2D преобразования Фурье 35 может уменьшить дисперсию из-за пропускной способности импульсов. В случае vTDI, которая использует два управляемых доплеровских балки, дисперсия скоростей ткани в луч-области перекрытия по отношению к мышце является еще одним фактором. Сокращение мышц прямая мышца бедра в 3D и сокращения сконость пространственно изменяется вдоль мышцы. Поэтому важно тщательно выбрать интересующую область.
В этом исследовании, мы исследовали повторяемость мышечных кинематики прямая мышца бедра во время падения-посадочной задачи в восьми здоровых добровольцев с использованием vTDI. Несмотря на то, испытания были независимыми, мы наблюдали с высокой корреляцией и повторяемые скорости сжимающие пик мышцы для физических лиц между испытаний. Мы в настоящее время набора больше предметов в нашем исследовании для дальнейшего изучения этого шаблона. Это исследование предоставило неинвазивным и в режиме реального времени измерение сжатия скоростей прямой мышцы мышцы бедра во время падения посадки. Были отмечены следующие закономерности сжатия скоростей на различных этапах раскрывающегося посадки задачи (рис. 2): 1. Мышечного сокращения скорости доминировать в боковом направлении по сравнению с осевом направлении во время сгибания колена (фаза запуска) и расширение (в-воздушной рHase). Ожидается, что это, так как прямая мышца бедра мышцы проходит эксцентрическое сокращение на этапе запуска и концентрические сокращения во в-воздух фазе. 2. Низкие боковые скорости мышечные во время третьего этапа (носок касаясь земли), со скоростями ничтожно мала осевой мускулатуры. Это соответствует снижению прямая мышца бедра сокращение мышц во время этой фазы 3. Существенное увеличение осевых и боковых скоростей мышечных сразу после пятка касается земли. Вероятно, это связано с мышцы переживает как эксцентрическое сокращение и изменение в форме за счет сжатия, в результате чего увеличение скоростей вдоль мышечных волокон и нормально мышечных волокон, соответственно. Несмотря на то, что задача посадки падение является высокая задача воздействия, vTDI продемонстрировали повторяемые прямая мышца бедра скорости мышц. Этот метод УЗИ может иметь клиническое воздействие, так как эта мышца в первую очередь отвечает за защиту коленного сустава от чрезмерной нагрузки.Таким образом, дальнейшая оценка прямая мышца бедра мышцы у пациентов с реконструкции передней крестообразной связки является оправданным, чтобы понять механизмы, ведущие к скорейшему и ускоренного начала ОА.
Хотя участники этого исследования были все просят выполнить естественное падение-посадочную задачу из 30 см высотой платформы, мы обнаружили различия в высоте прыжка или запуска. Кроме того, используя данные камеры высокой скорости, было отмечено, что все испытуемые имели другой стиль посадки падение. Это может объяснить незначительные различия между субъектами в пиковые полученных значений скорости прямой мышцы мышцы бедра как следствие возможных различий в структуре активации во время выполнения задачи. Другим возможным фактором является разница в площади поперечного сечения прямая мышца бедра мышцы, которые потенциально могли бы привести к различным уровням сокращения мышц и заставить производство.
Disclosures
Ни один из авторов не имеют каких-либо финансовых раскрытий или конфликты интересов и исследования был одобрен IRB нашей организации.
Acknowledgments
Эта работа была частично поддержана грантом Количество 0953652 от Национального научного фонда и частично библиотек университета Джорджа Мейсона открытого доступа издательского фонда. Мы хотели бы поблагодарить д-ра Джона Роберта Крессман младший за предоставление доступа к скоростной камеры.
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).
