Summary
방문, 하는 동안 낮은 몸 뼈 큰 기계적 부하를 경험 하 고 변형 됩니다. 뼈 변형 영향을 연관 뼈 스트레스 부상의 메커니즘을 이해 하기를 측정 하는 필수적 이다. 새로운 접근 방식은 통합 주제 관련 musculoskeletal 모델링 및 유한 요소 해석 시 동적 tibial 스트레인을 측정 하는 데 사용 됩니다.
Abstract
뼈 스트레스 부상 스포츠 및 군사 교육에 일반적입니다. 반복적인 큰 영향 지상군 훈련 기간 동안 원인이 될 수 있습니다. 높은 지상 영향의 효과 낮은 몸 뼈 변형에 뼈 스트레스 부상의 메커니즘 이해 세력을 결정 필수적 이다. 기존의 스트레인 게이지 측정은 경골 변형 vivo에서 공부에 사용 되었습니다. 이 메서드는 프로시저의 침입, 참여의 몇 가지 인체, 그리고 작은 뼈 표면 영역에서 제한 된 스트레인 데이터를 포함 하 여 제한과 관련. 현재 연구는 경골 뼈 스트레인 높은 영향 로드 조건에서 공부 하는 새로운 접근 방식을 소개 하고자 합니다. 주제-특정 근육 골격 모델 건강 한 남성 (19 년, 80 kg, 1800 m m)를 표현 하기 위해 만들어졌습니다. 유연한 유한 요소 경골 모델의 오른쪽 경골의 컴퓨터 단층 촬영 (CT) 스캔에 따라 만들었습니다. 실험실 모션 캡처 (26, 39, 52 cm) 서로 다른 높이에서 드롭 상륙의 운동학 및 지상 반응 힘을 얻기 위해 수행 되었습니다. 유연한 경골의 모달 분석 함께 multibody 동적 컴퓨터 시뮬레이션 드롭 착륙 중 경골 긴장 척도를 수행 했다. 계산 된 경골 스트레인 데이터 이전 vivo에서 연구와 좋은 계약에 있었다. 그것은 분명이 비-침략 적 접근 경골 스트레스 골절의 부상 메커니즘의 더 나은 이해로 이어질 것입니다 큰 동료에 대 한 높은 충격 활동 중 경골 뼈 변형 연구에 적용할 수 있습니다.
Introduction
스트레스 골절 등 뼈 스트레스 상해는 심각한 남용 부상 복구의 장기간을 요구 하 고 의료 비용1,2들이지. 스트레스 골절은 일반적인 체육과 군사 인구에 둘 다. 모든 스포츠 가운데 부상, 총3의 10%에 대 한 스트레스 골절 계정 관련. 특히, 선수 얼굴 204에 더 높은 부상 속도 추적 합니다. 군인도 스트레스 골절의 높은 속도 경험. 예를 들어, 6% 부상 속도 미 육군1 에 대 한 보고 했다 고 31% 부상 율5이스라엘 육군 보고 되었다. 모든 보고 스트레스 골절, 중 경골 스트레스 골절은 가장 일반적인 하나의6,,78.
스포츠와 체육 교육 경골 스트레스 골절의 위험이 높은 높은 영향 (예:, 점프, 방문, 그리고 절단)와 일반적으로 연결 됩니다. 운동, 동안 지상 충격 힘 발 땅에 연결 하는 경우 본문에 적용 됩니다. 이 충격 힘 musculoskeletal 시스템 및 신발에 의해 방출. 골격 시스템 일련 근육9지상 충격 흡수 하는 힘을 적용할 수 있도록 하는 레버의 역할을 합니다. 다리 근육 적절 하 게 접지 영향을 줄일 수 없을 때 낮은 몸 뼈 잔여 힘을 흡수 해야 합니다. 뼈 구조는 변형이 과정을 경험할 것 이다. 잔여 충격 힘의 반복 흡수는 뼈에 축적 되며 스트레스 골절 되는 microdamages에서 발생할 수 있습니다. 날짜 하려면, 뼈에 관련 된 정보 외부 지상군 영향에 반응 제한 됩니다. 그것은 경골 뼈 동적 움직임 동안 높은 충격 힘에 의해 도입 된 기계 부하에 응답 하는 방법을 연구 해야 합니다. 높은 충격 활동 시 경골 뼈 변형 검사 경골 스트레스 골절의 메커니즘의 이해 될 수 있습니다.
뼈 변형에서 vivo에서 측정 하는 데 사용 하는 기존의 기법 계측된 스트레인 게이지10,11,12,13,,1415에 의존 합니다. 수술 절차는 뼈 표면에 스트레인 게이지를 임 플 란 트 필요 합니다. 침략 적 특성상 비보에 연구 자원 봉사자의 작은 샘플에 의해 제한 됩니다. 또한, 스트레인 게이지만 뼈 표면의 작은 영역을 모니터링할 수 있습니다. 최근, 뼈 변형 분석 컴퓨터 시뮬레이션을 활용 하 여 비-침략 적 방법 도입된16,17이었다. 이 방법론 musculoskeletal 모델링 및 전산 시뮬레이션을 결합 하는 기능에 대 한 인간의 움직임 동안 뼈 변형 연구 수 있습니다.
근육 골격 모델 골격 근육과 골격으로 표시 됩니다. 엄밀한 또는 비 변형 시체는 뼈 세그먼트는 해골에 의하여 이루어져 있다. 골격 근육은 진보-적분-미분 (PID) 알고리즘을 사용 하 여 컨트롤러도 모델링 됩니다. 3 용어 PID 제어 추정에서 오류를 사용 하 여 출력 정확도18개선. 본질적으로, 근육을 대표 하는 PID 컨트롤러 시간이 지남에 근육의 길이 변화를 생산 하기 위해 필요한 힘을 개발 하 여 신체의 움직임을 복제 하려고 합니다. PID 컨트롤러 길이/시간 곡선에서 오류를 사용 하 여 수정 하는 움직임을 재현 하는 힘. 이 시뮬레이션 과정 모든 근육 골격을 이동 하 고 몸 움직임을 생성 하기 위하여 협력을 조정 가능한 솔루션을 만듭니다.
근육 골격 모델의 골격에 하나 이상의 세그먼트 변형 측정 수 있도록 유연한 몸으로 모델링 될 수 있습니다. 예를 들어, 경골 뼈 수 분해 요소 및 노드 구성 된 유한 요소, 수로. 유연한 경골에 기계적 부하의 효과 유한 요소 (FE) 분석을 통해 시험 될 수 있다. FE 분석 시간에 대 한 개별 요소의 로드 응답을 계산합니다. 뼈 요소와 노드 증가 수로 FE 분석의 계산 시간이 크게 증가 합니다.
유연한 신체 변형의 정확한 평가와 전산 비용을 줄이기 위해, 모달 FE 분석 개발 되어과 자동차 및 우주 항공 산업19,20에서 사용. 시간 영역에서 기계적 부하에 대 한 개별 FE 요소 응답을 분석 하는 대신이 절차는 개체의 기계적 응답 주파수 영역에서 다른 진동 주파수에 따라 평가 합니다. 이 방법을 변형20의 정확한 측정을 제공 하는 동안 계산 시간이 크게 감소 결과. 이 방법의 응용 프로그램 매우 제한 되어 있지만 모달 FE 분석 자동차 및 우주 항공 분야에서 기계적 피로 공부를 널리 이용 되는, 인간 운동 과학에. 알 Nazer 그 외 여러분, 인간의 보 행 중 tibial 변형 검사 모달 FE 분석을 사용 하 고 격려 결과16,17보고. 그러나, 그들의 방법은 크게 영향을 받았습니다만 컴퓨터 시뮬레이션; 운전 하는 실험에서 제한 운동학 적 데이터를 사용 하 여 아니 진짜 있었다 지상 영향 세력 시뮬레이션을 지 원하는 데 사용. 이 방법은 낮은 충격 슬로우 모션, 같은 공부에 대 한 합리적인 수도 있지만 높은 영향 움직임을 공부 하는 가능한 솔루션은 아닙니다. 따라서, 동적 높은 충격 활동 중 낮은 몸 뼈 반응을 시험 하기 위하여 이전에 보고 된 메서드와 관련 된 제한 사항을 해결 하기 위해 혁신적인 접근 방법을 개발이 필수적입니다. 특히, 정확한 실험 운동학 적 데이터와 실제 활용 방법 영향 지상군을 개발 해야 합니다. 따라서,이 연구의 목표는 주제 관련 골격 모델 tibial 스트레인 높은 충격 활동 동안 조사 모달 FE 분석 multibody 동적 시뮬레이션 수행을 개발 했다. 서로 다른 높이에서 드롭 착륙 나타내는 동적 높은 충격 운동 테스트 선정 됐다.
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Protocol
헬싱키 선언에 따라 실험 실시 했다. 데이터 수집, 이전 주제 검토 하 고 연구에 참여 하기 전에 대학 기관 검토 위원회에 의해 승인 하는 동의서 서명 했다.
1. CT 영상 프로토콜
- CT 스캐너는 유 숙 하는 시설에 한 참가자를 가져가 라. CT 검사 전에 다음 매개 변수 CT 기계 구성: 0.625 m m, 15 cm x 15 cm, 및 자동 피크 킬로-전압 (kVp) 및 밀리암페어-초 (mAs) 컴퓨터 알고리즘을 사용 하 여 매개 변수에 대 한 설정의 시야 CT CT 슬라이스 두께.
- CT 스캐너에 반지로 슬라이드 하는 테이블에 거짓말을 참가자를 요구 하십시오. CT 검사 동안 매우 여전히 남아 참가자를 요구 하십시오. 각 다리는 대 퇴 골의 원심 끝 통해 calcaneus 별도로 검사 합니다.
- 완료 되 면 CT 검사, CT 이미지를 디지털 이미징에서 및 통신 의학 (DICOM) 형식으로 내보냅니다. 512 x 512 픽셀 (그레이 스케일)의 이미지 크기를 선택 합니다.
참고: CT 영상 프로토콜은 일반적으로 1 시간 미만 지속. 방사선 복용량은 최소 이다. 그것은 일반적인 x-레이 의료 절차 중에 발생 하는 것 보다 더 큰 위험을 선물 한다.
2. 인체 측정
- 모션 캡처 이전 실험실 방문 기간 동안 참가자의 신체 질량 (kg), 몸 높이 (mm), 앞쪽 우수한 장 골 등뼈 (ASISs) (mm), 다리 길이 (mm), 무릎 관절 폭 (mm), 및 발목 합동 폭 (mm) 사이의 거리를 측정 합니다.
- 인테르 ASIS 거리 측정: 왼쪽된 ASIS 오른쪽 ASIS 사이 선형 거리를 측정 하는 캘리퍼스를 사용 하 여.
- 다리 길이 측정: 및 사용 하 여 측정 하는 측정 테이프 선형 거리 ASIS 내측 malleolus 두 다리.
- 무릎 합동 폭 측정: 두 무릎에 대 한 대 퇴 골의 측면 및 중간 epicondyles 사이 선형 거리를 측정 하는 캘리퍼스를 사용 하 여.
- 발목 관절 폭 측정: 두 다리에 대 한 측면 및 중간 malleoli 사이 선형 거리를 측정 하는 캘리퍼스를 사용 하 여.
참고: 간 ASIS 거리, 다리 길이, 무릎 및 발목 폭 역학 소프트웨어에서 제목 모델 사용 됩니다 ( 재료의 표참조) 운동학 및 동역학 적 계산.
3. 모션 캡처 프로토콜
주: 모든 소프트웨어 및 도구 사용에 대 한 테이블의 자료 를 참조 하십시오.
- 반사 표식 배치
- 다음 해 부 뼈 랜드마크에서 참가자의 시체에 14 m m 반사 마커를 배치: acromion 과정, 가슴 사슬 관절, 흉 골의 기지, 10번째 흉부 척추, ASISs, 후부-우수한 장 골의 후부 과정 옆 무릎 공동 라인, 중간 무릎 관절 라인 위에 1.5 c m 이상 1.5 cm 쪽이 (PSISs), malleoli, 중간 malleoli, 후부 발뒤꿈치, 두 번째 중반의 기지와 기지 5 중반의 측면.
- 허벅지와 정강이에 각각 4-마커 클러스터와 반 단단한 플라스틱 접시를 놓습니다.
참고: 더 나은 모션 캡처 결과 참가자 맨발 고 피부 꽉 의류 착용 권장 됩니다. 또한, 마커 배치 절차 수정된 "플러그-에-걸음 걸이" 프로토콜21다음과 같습니다. 총 39 반사 마커 모션 캡처에 사용 되 고 그들의 34 체에 연결 된.
- 5 분 동안 자기 선정 된 속도 자동화 된 디딜 방 아에 걷는 하 여 따뜻하게 참가자를 지시 합니다.
- 모션 캡처 절차에 대 한 객실 공간의 교정
- 모션 캡처 시스템 (12 고속 적외선 카메라)와 2의 전원을 강제로 접시. 모션 캡처 소프트웨어 프로그램을 엽니다. 메인 프로그램 창 내에서 '자원' 창을 엽니다. "시스템" 탭 구성 카메라 주파수 200 Hz에서을 클릭 하 고 접시 2000 Hz에서 주파수를 강제로.
- 주 프로그램 창에서 '도구' 창을 엽니다. "시스템 준비"를 클릭 합니다. "카메라 보정"을 클릭 합니다. "시작"을 클릭 합니다. 연구 직원 드롭 상륙 운동 수행 되어야 하는 객실 공간 내에서 동적 보정을 수행 하는 표준 5-마커 교정 지팡이 흔들 게. 5 후 "중지"를 클릭 지팡이 데이터 획득.
- 보정된 공간에 대 한 참조 위치 (원점)를 지정 하기 위해 포스 플레이트의 구석으로 바닥에 평면 보정 지팡이 놓습니다. ' 시스템 준비 ' 도구 창에서 "볼륨 원래 설정"을 클릭 합니다.
- 모션 캡처 소프트웨어 프로그램에서 참가자 준비
- 메인 프로그램 창 내에서 '자원' 창을 엽니다. "주제" 탭 클릭 "표시 골격에서 새로운 주제를 만들기" 버튼을 클릭 합니다. 제공 하는 서식 파일의 목록에서 레이블 서식 파일을 선택 합니다.
- '등록 정보' 창에서의 이름 및 신체 질량 (kg), 몸 높이 (mm), ASIS 간 거리 (mm), 왼쪽 및 오른쪽 다리 길이 (mm), 왼쪽 및 오른쪽 무릎 폭 (mm), 왼쪽 및 오른쪽 발목 폭 (mm)의 값을 입력 합니다. ' 주제 리소스 ' 창에서 주체 이름을 마우스 오른쪽 단추로 클릭 하 고 "저장 제목"을 클릭 합니다.
- 정적 신체 교정 포즈를 기록
- 발 어깨 너비 떨어져 시체에 모든 반사 마커는 잘 카메라에 노출 되도록 위 사지를 옆으로 확장 하면서 보정된 방 한가운데에 가만히 서 서 참가자를 요구 하십시오.
- 주 프로그램 창에서 도구 창을 엽니다. "주제 준비" 탭을 클릭 합니다. 주제 캡처 섹션에서 정적 교정 시험 수를 기록 3-s 모션 재판 "시작"을 클릭 합니다.
- 기능 공동 센터 결정의 절차
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기능 엉덩이 관절 센터
- 한 다리로 서 서 참가자에 게 물어 하 고 완전히 다른 다리는 약간 앞으로 확장 합니다. 다음 순서로 확장된 다리 고관절 주위를 이동 하려면 참가자 지시: anteriorly 이동 반환에 중립, 앞쪽 옆으로 이동 반환에 중립, 옆으로 이동 하 고 반환에 중립, 후부 옆으로 이동 그리고 돌아가기 중립, 뒤로 이동 하 고 중립, 그리고 circumduction 모션을 반환 합니다.
- 주 프로그램 창에서 '도구' 패널을 열고, "캡처" 탭을 클릭 합니다. 캡처 섹션에서 각 기능 엉덩이 모션 모션 재판 기록 "시작"을 클릭 합니다.
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기능성 무릎 관절 센터
- 한 다리로 서는 30 ° 엉덩이 하이퍼-확장의 다른 다리를 유지 하는 참가자를 요구 하십시오. 참가자가 5 시간 동안 비 체중 베어링 다리와 45 ° 무릎 굴곡을 수행 하도록 지시 합니다.
- '도구' 창의 '캡처' 섹션에서 각 기능 무릎 동작에 대 한 모션 재판 기록 "시작"을 클릭 합니다.
참고: 기능 공동 절차의 자세한 참조 하십시오 슈왈츠, 외. 22
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기능 엉덩이 관절 센터
- 드롭-방문 움직임의 모션 캡처
- 3 개의 서로 다른 드롭 상륙 높이 (26 cm, 39 cm, 및 52 cm)14를 사용 하 여 순서를 무작위.
- 장소는 높이 조정 바닥 고무 매트에 의해 덮여에 50 x 50 c m2 의 상단 표면 영역으로 나무 상자. 나무 상자는 힘 접시의 가장자리에서 11 cm입니다. 상자 표면에 서 서 참가자를 요구 하십시오.
- 확장 상자 앞 직접 그들의 지배적인 발 앞으로, 그들의 무게를 이동 하 고 상자에서 떨어져 단계 참가자를 지시 합니다. 참가자는 별도 힘에 각 발 동시에 바닥에 두 다리와 토지를 요구 하십시오.
- 물어 서 재판의 모션 캡처 완료 될 때까지 남아 참가자. 3 모션 재판 각 높이 대 한 수집을 모션 캡처 세 번을 반복 합니다.
- 모션 캡처 데이터 처리
- 모션 캡처 소프트웨어 프로그램을 엽니다. 프로그램의 주 창 내에서 '통신' 창으로 이동 합니다. 기록 된 모션 재판 중 하나를 선택 "데이터 관리" 탭을 클릭 하 고 프로그램에서 엽니다.
- '도구' 창에서 "파이프라인" 탭을 클릭 합니다. ' 현재 파이프라인 ' 목록에서 "재구성" 파이프라인을 선택 합니다. 반사 표시의 3 차원 (3D) 궤도를 재구성 프로세스를 시작 하려면 "실행" 버튼을 클릭 합니다.
- '도구' 창에서 "레이블/편집" 탭을 클릭 합니다. ' 수동 라벨 ' 섹션에서 개별 표식 이름을 선택 하 고 레이블을 해당 3D 궤도. "저장" 버튼 라벨 도구 모음의 완료를 클릭 합니다.
- '도구' 창에서 "파이프라인" 탭을 클릭 합니다. ' 수 작업 ' 섹션에서 "파일 내보내기"를 선택 합니다. "수출 C3D 파이프라인을"를 두 번 누릅니다. 처리 된 모션 재판 3 차원 좌표 (C3D) 형식에서 파일로 내보내려면 "실행" 버튼을 클릭 합니다.
- 모션 캡처 데이터의 biomechanical 분석
- 더 과정 모션 캡처 데이터를 역학 소프트웨어 프로그램을 엽니다. 상단 메뉴에서 "파일"을 클릭 하 고 "열기 및 추가" 버튼을 클릭 합니다. 원시 C3D 파일 가져올 역학 소프트웨어 프로그램을 선택 합니다.
- 상단 메뉴에서 "모델"을 클릭 합니다. 클릭 "만들기 (정적 교정 파일 추가)". 하위 메뉴에서 "하이브리드 모델 C3DFile에서"를 선택 합니다. 선택 하 고 정적 교정 C3D 파일을 엽니다.
- 상단 메뉴에서 "모델"을 클릭 합니다. 드롭-다운 목록에서 "모델 템플릿 적용"을 클릭 합니다. 선택 하 고 모델 템플릿 파일을 엽니다. 도구 모음에 "모델" 탭을 클릭 합니다. "주제 데이터/통계" 탭을 클릭 합니다. ' 주제 데이터 ' 창에서 '질량'과 '높이' 주제-특정 모델을 값을 수정 합니다.
- 도구 모음에 "모델" 탭을 클릭 합니다. 상단 메뉴 바의 "모델 작성기 고급 게시물 처리" 버튼을 클릭 합니다. 팝업 창에서 "모델 작성기 고급 게시물 처리", "기능성 관절" 탭 선택 "추가 모션 파일에서 작업 영역을 클릭 합니다.
- 기능 공동 센터 C3D 파일을 선택 합니다. 가져온된 기능 공동 파일을 강조 표시 합니다. 기능 공동 일치 하는 파일을 강조 표시 합니다. "시작 프레임을 현재 프레임 설정" 및 "끝 프레임을 현재 프레임 설정" 사용 하 여 모션 재판의 적절 한 부분을 선택 합니다. "체크 명소 계산" 버튼을 클릭 합니다. 골격 모델 수정 하기 위해 다른 기능 공동 센터를 계산 하기 위해이 프로세스를 반복 합니다.
- 상단 메뉴 표시줄에서 "모델" 버튼을 클릭 합니다. "모션 파일에 모델을 할당"을 선택 합니다. "할당 모델에 모션 데이터의" 팝업 창에서 모든 모션 실험 주제 관련 골격 모델을 적용.
- 도구 모음의 "파이프라인" 버튼을 클릭 합니다. "파이프라인 워크숍"의 팝업 창에서 "열기 파이프라인" 버튼을 클릭 합니다. "필터링 대상 파이프라인"를 선택 합니다. 모션 캡처 재판의 3D 궤도에 10 Hz의 컷오프 주파수 4 차 저역 통과 버터워스 필터를 수행 하려면 "실행 파이프라인" 버튼을 클릭 합니다.
- 도구 모음의 "파이프라인" 버튼을 클릭 합니다. "파이프라인 워크숍"의 팝업 창에서 "열기 파이프라인" 버튼을 클릭 합니다. "필터링 세력 파이프라인"를 선택 합니다. 모션 캡처 실험 반응 지상군에 60 Hz의 컷오프 주파수 4 차 저역 통과 버터워스 필터를 수행 하려면 "실행 파이프라인" 버튼을 클릭 합니다.
- 상단 메뉴 바의 "설정" 버튼을 클릭 합니다. "사용 처리 아날로그에 대 한 지상 반응 힘 계산" 및 "사용 하 여 처리 대상에 대 한 모델/세그먼트/LinkModelBased 항목" 옆에 있는 확인 표시를 배치 합니다.
- 도구 모음의 "파이프라인" 버튼을 클릭 합니다. "파이프라인 워크숍"의 팝업 창에서 "열기 파이프라인" 버튼을 클릭 합니다. "모델 기반 계산" 파이프라인을 선택 합니다. 낮은 몸 관절 운동학 및 동역학의 계산을 수행할 수 있는 "실행 파이프라인" 버튼을 클릭 합니다.
- 도구 모음의 "파이프라인" 버튼을 클릭 합니다. "파이프라인 워크숍"의 팝업 창에서 "열기 파이프라인" 버튼을 클릭 합니다. "수출 C3D 좌표" 파이프라인을 선택 합니다. 낮은 몸 시각적 마커 C3D 파일에 처리 된 3D 좌표를 내보내려면 "파이프라인 실행" 버튼을 클릭 합니다.
- 도구 모음의 "파이프라인" 버튼을 클릭 합니다. "파이프라인 워크숍"의 팝업 창에서 "열기 파이프라인" 버튼을 클릭 합니다. "수출 반응 지상군" 파이프라인을 선택 합니다. 이진 파일에 강제로 수출 가공된 3 차원 지상 반응 "실행 파이프라인" 버튼 클릭 (파일 확장명: 매트).
참고: 착륙 중 높은 봉우리를 보존, 60 Hz의 컷오프 주파수 원시 지상 반응 력 데이터23필터링 사용 됩니다.
- 컴퓨터 시뮬레이션을 위한 모션 캡처 데이터 준비
- 컴퓨터 프로그래밍 소프트웨어를 엽니다. 필터링 된 C3D 데이터 파일 및 매트 데이터 파일을 가져옵니다.
- 낮은 몸 공동 중심 좌표를 포함 하는 텍스트 파일을 내보냅니다. C3D 데이터 파일 및 매트 데이터 파일의 텍스트 파일 변환 (파일 확장명: slf) multibody 동적 시뮬레이션 프로그램에 의해 사용을 위해.
4. 주제 특정 절차를 모델링
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낮은 몸 골격 모델 만들기
- Multibody 인체 모델링 플러그인으로 동적 시뮬레이션 소프트웨어 프로그램 설치를 엽니다. 이 과정 동안, 인체 모델링 플러그인 모듈은 자동으로 열립니다. 시작 화면에서 제어판 건물 모델을 열고 "새 모델" 아이콘을 두 번 누릅니다.
- 주요 모델링 패널 내에서 "인체 측정 데이터베이스 라이브러리" 섹션에서 일반 바디 (GeBOD)에서 선택 드롭-다운 목록 합니다. 주요 모델링 패널 내에서 신체 질량 (kg), 몸 높이 (mm), 성별, 지정 하 고 나이 (개월).
- 패널 내에서 주요 모델링, "신체 구성" 섹션에서 "체" 라디오 버튼을 클릭 합니다. "단위" 드롭 다운 목록에서 "밀리미터 킬로그램 뉴턴"을 선택 합니다. 주요 모델링 패널 내에서 신체 측정을 받아 "신체 측정 테이블 만들기" 섹션에서 "적용" 버튼을 클릭 합니다. 낮은 몸 골격 기본 모델을 만드는 "인간의 세그먼트 만들기" 섹션에서 "적용" 버튼을 클릭 하 여 계속 합니다.
참고:이 모델은 기반 확장에 개인의 높이, 질량, 나이과 성별. 7 세그먼트의 모델 구성:는 골반, 두 허벅지, 두 정강이, 그리고 2 개 피트 (그림 1). 모든 세그먼트의 리 짓 바디도 모델링 됩니다.
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낮은 신체 관절을 모델링
- 주요 모델링 패널 내에서 주 메뉴 드롭 다운 목록에서 선택 "관절" 공동 구성 패널을 엽니다.
- 패널 내에서 공동 구성, "공동 회전 요소" 섹션에서 "준비 모델와 녹음 관절" 옆의 버튼을 클릭 합니다. "봄 차단기 및 합동 한계 속성" 섹션에서 다음 매개 변수를 입력: 1 Nmm/°의 공칭 관절 경직, 0.1 Nmm∙s/°의 공칭 공동 댐핑, 3.38E7의 공동 중지 강성 Nmm / °. 계속 이름 옆의 라디오 버튼을 선택 하 여 "왼쪽 다리"와 "오른쪽 다리"를 선택 합니다. 받아 공동 구성 "적용" 버튼을 클릭 합니다.
- 주요 모델링 패널에서 주 메뉴의 드롭-다운 목록에서 "워크플로" 선택 합니다. 하위 메뉴의 드롭-다운 목록에서 "걸음 걸 이"와 "보정"을 선택 합니다. "공동 센터 데이터" 섹션에서 참가자의 낮은 몸 공동 센터 파일을 입력 합니다.
- 관절 센터의 위치를 수정 하려면 데이터를 가져오는 "로드" 버튼을 클릭 합니다. "부하 정적 시험" 섹션에서 입력 정적 교정 모션 캡처 재판 (slf 파일 형태로 생성에 설명 된 단계 3.8-3.10). 파일 아래 몸 골격 모델을 매개 변수화 하려면 "로드" 버튼을 클릭 합니다.
참고: 기본적으로 엉덩이 관절 구성으로 자유의 3도 함께 구형 관절, 무릎 관절의 자유, 하나의 학위와 함께 revolute 관절으로 구성 하며 발목 관절 2 자유도와 유니버설 관절으로 구성 됩니다.
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골격 근육을 모델링
- 주요 모델링 패널에서 주 메뉴의 드롭-다운 목록에서 "부드러운 조직" 선택 합니다. 하위 메뉴의 드롭-다운 목록에서 "만들기 기본 조직 설정"을 선택 합니다. "근육 수축 성 요소" 섹션에서 "준비 모델와 녹음 근육 요소"를 클릭 합니다.
- "글로벌 녹음 요소 근육 속성" 섹션에서 "업데이트 45 근육 세트"의 라디오 버튼을 클릭 합니다.
- "글로벌 녹음 요소 근육 속성" 섹션에서 근육 속성에 대 한 다음과 같은 기본 설정을 그대로: 0.4448 N/m m의 수동 강성, 1.75 E-2 Ns/m m의 수동 감쇠, 근육 휴식 중 0.4448 명 확인 "왼쪽 다리"의 라디오 버튼 및 근육 할당에 대 한 "오른쪽 다리". 구성 적용을 "적용" 버튼을 클릭 합니다.
참고: 45 다리 근육 세트 포함 다음과 같은 근육: 내 전근 Brevis, 내 전근 Longus, 내 전근 매 그 너 스 (3 그룹), 팔 뚝 Femoris 긴 머리, 팔 뚝 Femoris 짧은 머리, Digitorum 신 근, 신 근 Hallucis, Flexor Digitorum, Flexor Hallucis Gastrocnemius, Gemellus Gluteus Maximus (3 그룹), 대 둔 근 매체 (3 그룹), Gluteus Minimis (3 그룹), Gracilis, 햄 스트링, Iliacus, 측면 Gastrocnemius, 중간 Gastrocnemius, Pectineus, Peroneus Brevis, Peroneus Longus, Peroneus Tertius, Piriformis, Psoas, Quadriceps Femoris, 곧바로 Femoris, 사토리, Semimembranosus, Semitendinosus, Soleus, 텐서 Fasciae Latae 앞쪽에 Tibialis, Tibialis 후부, Vastus Intermedius, Vastus Lateralis, Vastus Medialis.
5. 멀티 바디 역학 시뮬레이션
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역 운동학 시뮬레이션
- 주요 모델링 패널에서 주 메뉴의 드롭-다운 목록에서 "워크플로" 선택 합니다. 하위 메뉴의 드롭-다운 목록에서 "걸음 걸 이" 및 "예 심"를 선택 합니다. "동적 시험 데이터" 섹션에서 동적 모션 캡처 재판 (slf 파일 형식) 파일 이름을 입력 하 고 데이터를 가져오는 "로드" 버튼을 클릭 합니다. 입력 데이터 (slf 파일 형식)에서 파일 및 데이터를 가져오는 "로드" 버튼을 클릭 하 여 해당 지상 반응 힘을 계속 한다.
- 주요 모델링 패널 내에서 메인 메뉴의 드롭-다운 목록에서 "_Analyze를"를 선택 합니다. 동적 재판의 시작 부분에 자세에 맞게 모델 자세 조정 다시 매개 변수화 분석을 실행 합니다.
- 시뮬레이션 패널을 엽니다. 중력과 지상 반응 힘의 효과 해제 합니다. 전체 모션 재판 시뮬레이션의 길이 선택 합니다.
- 모션 캡처 데이터에 의해 구동 하는 역 운동학 시뮬레이션 실행 100 단계/미의 시뮬레이션 시간 단계를 지정 합니다. 역 운동학 시뮬레이션 분석을 저장 합니다.
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모션 트래커 에이전트 만들기
- 모션 트래커 에이전트 생성 패널을 엽니다. 기본 추적 이름: MA_Track.
- 설정 변환 강성 및 회전 강성 10 N/m m 및 1000 Nmm / °, 각각. 설정 변환 댐핑 및 회전 댐핑 10 Ns/m m 및 1000 Nmms / °, 각각. 모든 변환 및 회전의 자유도 기반으로 설정 합니다.
- 참고입니다. 만 낮은 바디 모델 앞으로 동적 시뮬레이션을 위한 사용은, 모션 추적기는 상체 운동의 부족으로 인해 불안정 계정에 필요 합니다.
-
훈련 다리 근육
- 부드러운 조직 구성 패널을 엽니다. 근육 모델에 대 한 폐쇄 루프 간단한을 선택 하십시오. 근육 모델에 대 한 다음 매개 변수를 설정: 1.0E6의 비례 이득, 1.0E6의 중요 한 이득 및 파생 1.0E4의 이득.
- 역 운동학 시뮬레이션 분석 근육 훈련의 목표를 선택 합니다. 근육 훈련을 적용 합니다.
-
유연한 경골을 가져오기
- 유연한 몸 가져오기 패널을 엽니다. 유연한 경골의 표면에 3 명의 알려진된 제조 업체와 함께 맞춤 매핑 및 그들의 해당 노드를 수행 합니다.
- 유연한 경골 교체 딱딱한 경골을 선택 합니다. 유연한 경골을 대표 하는 다국적 군 파일을 선택 합니다. 유연한 경골에 다리 근육을 연결에 대 한 근육 첨부 파일 매핑 파일을 선택 합니다. 유연한 경골을 근육 골격 모델을 가져옵니다.
-
장소에 유연한 경골 앞으로 동적 시뮬레이션을 수행
- 시뮬레이션 패널을 엽니다. 중력과 지상 반응 힘의 효과 사용 합니다. 모션 에이전트의 효과 해제 합니다.
- 평가판 전체 모션의 길이 대 한 시뮬레이션을 실행을 선택 합니다. 앞으로 동적 시뮬레이션 훈련된 근육에 의해 구동 100 단계/미 실행의 시뮬레이션 시간 단계를 설정 합니다. 앞으로 동적 분석을 저장 합니다.
6. 유연한 경골 모델 만들기
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3D 표면 메시 모델 만들기
- 이미지 처리 프로그램을 엽니다. DICOM 형식에서 가져오기 CT 조각입니다. 주변의 부드러운 조직에서 뼈 조직 분리 지역 성장 메서드를 사용 하 여 마스크를 만듭니다.
- 경골 및 비 골 연결 되어 CT 조각에 대 한 검색. 경골 및 비 골 두 뼈의 함께 따라 마스크 지우기에 의해 구분 합니다.
- 경골 뼈 포함을 지역 성장 하는 메서드를 사용 하 여 두 번째 마스크를 만듭니다. 충 치 경골 마스크에 존재를 밝히기 위해 CT 조각을 통해 이동 합니다. 마스크에 구멍을 채우십시오. 경골 마스크에 따라 3 차원 경골 개체를 만듭니다. 도면 교환 형식 (DXF) 파일으로 3 차원 경골 개체를 내보냅니다.
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유한 요소 경골 모델 만들기
- FE 분석 소프트웨어 프로그램을 엽니다. DXF 확장명으로 경골 3D 모델 파일을 가져옵니다.
- 중복된 요소 및 노드 제거 청소 명령을 수행 합니다. 모든 요소에 다음 소재 속성 3 mm x 3 mm x 3 mm. 할당의 6 각형 요소와 FE 경골 모델을 만드는 데 볼륨 메시 명령을 수행: 17의 탄성 계수 GPa, 0.3, 푸아송의 비율 및 1.9E의 밀도-6 k g/cm3.
참고: 재료 특성 가정 뼈 조직을 등방성 스트레인 동적 움직임24,,2526동안 뼈에 의해 경험의 범위 내에서 각 요소에 할당 됩니다.
-
유연한 경골 모델 만들기
- 메인 컨트롤 패널에서 선택 "기하학 & 메쉬" "기하학 & 메쉬" 탭을 클릭 합니다. "노드 추가"를 클릭 "메쉬" 섹션에서 "형상 & 메쉬" 팝업 창에서 무릎과 발목 관절의 중심을 나타내는 두 개의 새 노드를 만들.
- 메인 컨트롤 패널에서 선택 RBE2 "연결" 탭을 클릭 합니다. RBE2의 팝업 창에서 무릎과 발목 표면에 요소의 유형 2 강 체 (RBE2) 공동 노드 및 표면 노드 사이의 링크 연결을 만듭니다.
- 메인 컨트롤 패널에서 "경계 조건" 탭을 클릭 합니다. "경계 조건" 섹션에서 "새로 만들기" 버튼을 클릭 합니다. "DOF_Set 노드"를 선택 합니다. "경계 조건 속성" 팝업 창에서 두 개의 RBE2 공동 노드 각각 6 자유도 할당 하 여 경계 조건을 만듭니다.
- 메인 컨트롤 패널에서 "Loadcases" 탭을 클릭 합니다. "Loadcases" 섹션에서 "새로운" 클릭, "아담스 크레이그-뱀 턴"19를 선택 합니다. "Loadcase 속성" 팝업 창에서 "DOF 집합 노드"를 클릭 합니다. 위의 단계에서 만든 dofset_nodes를 선택 합니다.
- 메인 컨트롤 패널에서 "작업" 탭을 클릭 합니다. "작업" 섹션에서 "새로 만들기"를 클릭 합니다. "구조"를 선택 합니다. "작업 속성" 팝업 창에서 이전 단계에서 만든 loadcase를 선택 합니다. "작업 결과" 버튼을 클릭 합니다. "결과" 팝업 창에서 "스트레스"와 "스트레인"를 선택 합니다. 또한 길이 및 시간에 대 한 "두 번째"에 대 한 질량에 대 한 "킬로그램", 힘에 대 한 "뉴턴", "밀리미터"을 선택 합니다. "실행" 버튼을 클릭 합니다.
- "작업 실행" 팝업 창에서 철 시뮬레이션 작업을 제출 하 고 경골16의 모달 중립 파일 (다국적 군)을 만드는 "제출" 버튼을 클릭 합니다.
7. 스트레인 데이터 분석
-
뼈 변형 데이터 내보내기
- 포스트 프로세서를 multibody 시뮬레이션 프로그램의 엽니다. 내구성 플러그인 프로그램을 로드 합니다.
- 유연한 경골 시뮬레이션 시뮬레이션 이름을 클릭 하 여 엽니다. 최대 및 최소 주 긴장 및 중간 tibial diaphysis의 antero 중간 측면을 나타내는 노드의 최대 전단 변형 내보냅니다.
-
원시 스트레인 데이터를 처리
- 컴퓨터 프로그래밍 데이터 처리를 위한 소프트웨어를 엽니다. 원시 스트레인 데이터를 가져옵니다. 15 Hz의 차단 주파수와 원시 데이터를 4 차 저역 통과 버터워스 필터를 적용 합니다.
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Representative Results
건강 한 백인 남성 (19 년, 높이 1800 m m, 질량 80 kg) 연구를 위한 자원. 데이터 수집, 이전 주제 검토 하 고 연구에 참여 하기 전에 대학 기관 검토 위원회에 의해 승인 하는 동의서 서명 했다. 헬싱키 선언에 따라 실험 실시 했다. 실험은 다음 프로토콜에 따라 수행 되었다.
앞으로 동적 시뮬레이션의 정확도 확인, 시뮬레이션에서 낮은 몸 관절 각도 측정 역학 분석 프로그램에서 처리 하는 모션 캡처 데이터에서 해당 공동 각도 비교 되었다. 통계 분석 소프트웨어 비교의 교차 상관 계수를 계산 하기 위해 사용 되었다. 간 상관 관계 계산 양수 및 음수 방향에 10 저하를 허용. 각 지연 대응 한 시간 앞으로 동적 시뮬레이션 단계 (0.01 s). 최대 교차 상관 계수 확인 되었다.
그림 2, 육안 검사 그림 3및 그림 4 관절 각도 시뮬레이션 데이터와 실험 데이터와 생산 사이의 유사성을 보여 줍니다. 강력한 교차 상관 계수는 0 지연 (표 1)에서 실험 및 시뮬레이션 공동 각도 사이 발견 됐다.
세 가지 서로 다른 높이에서 방문 하는 동안 중간 tibial 샤프트의 antero 중간 지역에 최대 긴장은 표 2에 표시 됩니다. 3 방문 하이츠 중 조건 방문 52 cm 최대 피크 최대 주, 피크 최소 교장, 및 피크 최대 전단 긴장 보여주었다. 또한, 드롭 높이 증가, 피크 최대 주 긴장 증가, 관찰 되었다.
그림 1: 현재 연구에서 만든 주제-특정 근육 골격 모델. 이 낮은 신체 골격 모델 6 엄밀한 세그먼트 (골반, 왼쪽 및 오른쪽 화관, 왼쪽된 경골 및 왼쪽 및 오른쪽 피트)와 하나의 유연한 경골 (오른쪽 경골) 포함 되어 있습니다. 90 다리 근육 모델에 연결 됩니다. 시각화를 위해 각 근육 산호 색 선으로 표시 됩니다. 공동 센터 왼쪽된 하 체에 대 한 오른쪽 하단 바디와 보라색 공에 대 한 밝은 파란색 공을으로 표시 됩니다. 이 그림의 더 큰 버전을 보려면 여기를 클릭 하십시오.
그림 2: 공동 실험 모션 캡처 데이터 및 26 cm 높이에서 드롭 상륙에 대 한 시뮬레이션 데이터 (도)에 각도 비교. 실선 공동 각도를 실험 모션 캡처 데이터와 계산을 나타냅니다. 점선은 multibody 동적 시뮬레이션 데이터에 의해 생산 공동 각도를 나타냅니다. 수직 줄 충격의 순간을 나타냅니다. 이 그림의 더 큰 버전을 보려면 여기를 클릭 하십시오.
그림 3: 공동 실험 모션 캡처 데이터와 39 cm 높이에서 드롭 상륙에 대 한 시뮬레이션 데이터 (도)에 각도 비교. 실선 공동 각도를 실험 모션 캡처 데이터와 계산을 나타냅니다. 점선은 multibody 동적 시뮬레이션 데이터에 의해 생산 공동 각도를 나타냅니다. 수직 줄 충격의 순간을 나타냅니다. 이 그림의 더 큰 버전을 보려면 여기를 클릭 하십시오.
그림 4: 공동 실험 모션 캡처 데이터와 드롭-52 cm 높이에서 방문에 대 한 시뮬레이션 데이터 (도)에 각도 비교. 실선 공동 각도를 실험 모션 캡처 데이터와 계산을 나타냅니다. 점선은 multibody 동적 시뮬레이션 데이터에 의해 생산 공동 각도를 나타냅니다. 수직 줄 충격의 순간을 나타냅니다. 이 그림의 더 큰 버전을 보려면 여기를 클릭 하십시오.
| Droplanding 높이 | ||||||
| 26 cm | 39 cm | 52 cm | ||||
| 낮은 몸 관절 | 간 상관 계수 | 지연 | 간 상관 계수 | 지연 | 간 상관 계수 | 지연 |
| 발목 | 0.998 | 0 | 0.998 | 0 | 0.999 | 0 |
| 무릎 | 1 | 0 | 1 | 0 | 1 | 0 |
| 엉덩이 | 0.999 | 0 | 1 | 0 | 1 | 0 |
표 1: 교차 상관 계수와 모션 캡처 데이터 및 관절 각도에 따라 생산 공동 각도 사이 비교에서 뒤져 시뮬레이션 데이터에서 생산. 각 높이에서 한 시도 비교를 위해 사용 되었다. 제로 지연 때 관절 각도 두 가지 방법 사이 생산 되었다 시간에 차이 나타냅니다.
| Droplanding 높이 | |||
| 뼈 변형 (µstrain) | 26 cm | 39 cm | 52 cm |
| 최대 사용자 | 1160 | 1270 | 1410 |
| 최소 주 | -659 | -598 | -867 |
| 최대 전단 | 893 | 870 | 1140 |
표 2: 경골 뼈는 세 가지 서로 다른 높이에서 드롭-방문 하는 동안 중간 tibial 샤프트의 antero 중간 부분에서 변종. 최대 주, 최소 교장, 및 최대 전단 긴장 되 게 됩니다.
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Discussion
이 연구의 목적은 높은 충격 활동 시 경골 변형 결정 하는 비-침략 적 방법을 개발 했다. 영향 로딩으로 인해 경골 스트레인 측정은 경골 스트레스 골절의 더 나은 이해 이어질 것입니다. 이 연구에서는 주제 특정 근 골격 모델 개발 되었다, 그리고 컴퓨터 시뮬레이션 복제 드롭 상륙 움직임 실험실 설정에서 수행을 실행 했다. Tibial 스트레인에 드롭 상륙 높이의 효과 시험 되었다. 이 연구에서 관찰 하는 드롭 상륙으로 높이 증가, 피크 최대 주 종자 않았다. 또한, 3 개의 상륙 조건 중 52 cm 조건 결과 가장 높은 피크 최대 주, 최소 교장, 및 최대 전단 긴장.
데이터 제한 vivo에서 경골 긴장에 드롭 상륙의 효과 관해서는 문학에서 사용할 수 있습니다. Milgrom 외., 보고 (26, 39, 52 cm) 3 개의 다른 고도에서 착륙 중 896 1,007 µstrain에서 배열 최대 주 스트레인14. Ekenman 외 45 cm 높이13에서 방문 하는 동안 2,128 µstrain의 평균 긴장을 보고. 컴퓨터 시뮬레이션에서 최대 주 스트레인 1160 1,410 µstrain 3 개의 다른 높이에서 (26, 39, 52 cm) Milgrom 외. 보고 보다 높은 하지만 Ekenman에 의해 보고는 보다 낮은 상륙 동안에 사이 있었다 외. 13 , 14
다음과 같은 이유로 현재와 이전 연구 스트레인에 차이에 기여할 수 있습니다. 첫째, 인구 통계 학적 차이이 주제와 이전 연구 사이 존재 한다. 우리는 육체적으로 활동적인 남성 주제를 사용합니다. Ekenman의 연구 참여 여성 제목13. Milgrom의 연구는 남성과 여성 모두를 포함 하 고 평균 긴장14보고. 둘째, 신발 뼈 변형에 차이에서 역할을 재생할 수 있습니다. Tibial 긴장에 신발 효과 공부 하는 Lanyon 외. , 그들은 산책과 실행 맨발 착용 신발12에 비해 더 큰 긴장에 결과. 맨발 방문 프로토콜을 사용 하는 현재 연구, 계산 하는 스트레인 값 Milgrom 외. 여 그 보다 큰 했다 연구 방문 프로토콜을 사용 하는 표준 운동 화14. 셋째, 전략 방문 변경 tibial 긴장 영향을 미칠 또한 수 있습니다. 현재 연구에서 주제 드롭 상륙 높이 증가 영향을 줄일 수 있도록 증가 트렁크 굴곡 등 전략을 선택할 수 있습니다 가능 했다. 이 전략은 큰 긴장에서 경골을 보호할 수 있습니다. Milgrom 외. 또한 그의 과목14사용 가능한 보호 전략을 제안 했다. 넷째, tibial 스트레인 모니터링 했습니다 위치에 약간의 차이가 있을 수 있습니다. 우리의 연구 조사 중간 tibial 샤프트의 antero 중간 부분에서 뼈 변형. Milgrom 외., 긴장은 중간 tibial 샤프트14의 중간 지역에서 기록 되었다. 방문 하는 동안 순간 경골에 구 부리는 화살 비행기 tibial 샤프트의 앞쪽 지역 근처 장소에서 높은 최대 주 변형 될 수 있습니다. 그럼에도 불구 하 고, 우리의 변형 결과 이전의 연구에서 결과를 비교 해야 하 고 그 비보에 연구10,,1314보고 스트레인 범위 (400-2200 µstrain)에 나타납니다.
이 비-침략 적 접근에서 가져온 tibial 스트레인 값 골격 모델의 정확도 의해 좌우 된다. 간 상관 관계 드롭 착륙 동안 실험적인 공동 각도 데이터 및 컴퓨터 시뮬레이션 데이터를 검사를 수행 했다. 강한 상관 관계 계수는 실험적으로 측정 된 데이터와 컴퓨터 시뮬레이션 데이터 사이 발견 됐다. 이이 연구 개발 주제-특정 모델 드롭 상륙 움직임을 복제 합리적으로 수를 나타냅니다. 또한,이 연구에서 보고 하는 tibial 긴장 3000 µstrain, 가정에서에서 파생 된 다른 연구는 경골 뼈 변형 선형 드롭 착륙14,15동안 확인 아래 잘 했다. 따라서, 선형 범위와 방문 운동 패턴의 우수한 복제 되 고 계산 된 스트레인 데이터를 우리는이 비-침략 적 접근에서 얻은 스트레인 데이터를 합리적으로 정확 했다 결론 지었다. 또한, 현재 연구만 드롭-착륙 하는 동안 뼈 변형 검사 한 가지 주제를 모집 합니다. 미래 연구는 큰 샘플 크기를 사용 하 여 드롭 상륙 높이 경골 뼈 종자 사이 복용량 응답 관계 인지를 검사할 수 있습니다.
이 연구의 중요성은 뼈 변형을 측정 하는 혁신적인 비-침략 적 방법 소개. 이 비-침략 적 접근 제한 관련 된 기존의 vivo에서 스트레인 게이지 측정, 인간을 대상의 큰 예제에 적용할 수 있는 해결 합니다. 또한, 현재 제안된 방법 주소는 이전에 보고 된 비-침략 적 방법16,17, 시뮬레이션 운전 제한 운동학 적 데이터를 사용 하 여 영향을 했다 고 했다만 적합과 관련 된 제한 낮은 접지 영향 운동 산책 등을 공부. 경골 스트레스 골절 남아 체육과 군사 인구에서 높은, 그것이 tibial 뼈 응답에 높은 영향을 미치는 신체적 활동 (예를 들어, 실행, 점프, 그리고 절단)의 효과 연구 중요 합니다. 현재 혁신적인 비-침략 적 접근 이러한 연구 수행을 위한 실현 가능한 솔루션을 것 같습니다. 이 경골 스트레스 부상을 줄이기 위해 선수와 군사 신병에 대 한 적절 한 신체 훈련 프로토콜을 개발에 빛을 발산 합니다. 또한,이 혁신적인 비-침략 적 방법 대 퇴 골 등 navicular 구현 게이지 액세스할 수 없는 다른 뼈에 뼈 종자를 평가 하는 기회를 제공 합니다.
이 비-침략 적 뼈 스트레인 측정에 관련 된 중요 한 문제 여기에서 해결 되어야 합니다. 첫째, 일반적인 낮은 신체 골격 모델에 생성 됩니다 따라 개인의 연령, 성별, 체 질량, 및 몸 높이27GeBOD 데이터베이스 사용 하 여. 낮은 몸 공동 센터의 실험적으로 측정 된 공간 위치 골격 모델을 수정 하는 데 사용 됩니다. 일반 모델에 비해,이 주제 관련 모델링 접근 개인의 물리적 구조의 더 나은 근육 골격 모델을 제공 합니다. 미래 연구 multibody 동적 시뮬레이션 중 상체 운동에 대 한 전신 근 골격 모델 개발을 고려할 수 있었다.
둘째, 45 근육 모델에 각 다리에 할당 된 있다. 기원과 근육의 삽입 해부학 결정된27있습니다. 단순한 폐쇄 루프 알고리즘 개별 근육의 무력 생산을 관리 하는 데 사용 됩니다. 특히, 방문 등 동적 운동 중 근육 길이 역사의 변화는 역 운동학 시뮬레이션을 통해 기록 됩니다. 앞으로 동적 시뮬레이션을 실행 하는 경우 PID 컨트롤러 각 근육에 할당 하 고 복제 이전에 기록 된 근육 길이 역사에 대 한 필요한 근육 힘을 조절 하는 데 사용 했다. 이 간단한 폐쇄 루프 알고리즘 관절 운동학 복제에 우수한 결과 생성 합니다. 그러나,이 방법은 비슷한 기능을 가진 근육 간의 신경 조정 고려 하지 않습니다 하 고 길 항 제에서 공동 수축에 대 한 고려 하지 수 있습니다. 미래의 작품 활성 수축 성 요소 (CE)와 수동 탄성 요소 (PE)으로 구성 된 근육 힐 기반 모델을 사용 하는 것이 좋습니다. 힐 기반 모델 통합 근육의 힘-속도 및 힘-길이 관계 긴장을 생성 합니다. 계산 된 근육 힘 다음 유효성 검사를 위해 EMG 데이터를 비교할 수 있습니다.
셋째, 주제 관련 경골 모델 조사 경골 뼈의 진정한 형상을 표현 하 CT 이미지에서 만들어집니다. CT 영상 기본 메서드를 경골 뼈의 진정한 기하학은, 자기 공명 영상 (MRI) 같은 다른 이미징 기술은 사용할 수 있습니다 또한 주제 특정 경골 모델을 생산 하. 또한, 현재 모델링 프로토콜 등방성 되도록 경골의 물자 재산을 가정 합니다. 1.9E의 일반적인 밀도 값-6 k g/cm3 및 17의 단일 탄성 계수 GPa 모든 tibial FE 요소에 할당 됩니다. 미래 연구는 경골에 모든 지역에서 밀도 값을 얻는 고려할 수 있습니다. 이것은 CT 검사 중 보정된 팬텀을 도입 하 여 수행할 수 있습니다. 뼈 밀도 수 다음 수에 따라 계산 CT의 Hounsfield 단위. 뼈 조직의 탄성 계수 수 수 추가에 따라 계산 밀도 데이터. Tibial FE 모델을 주제 관련 소재 속성 할당 됩니다 결과가 더 현실적인 뼈 변형 시뮬레이션을 통해.
넷째, 모달 FE 분석 뼈 종자를 계산 하는 데 사용 됩니다. 이 모달 분석 동안 주파수 응답은 무릎과 발목 관절에 부과 하는 기계 선적 (선형 및 각도 세력)에 맞게 계산 됩니다. 유연한 경골 다국적 군 파일에 표시 되는 모달 FE 분석에서 생성 됩니다. 이 유연한 경골 해당 딱딱한 경골 대체 하 주제 관련 근육 골격 모델에 소개 된다. 이후 앞으로 동적 시뮬레이션 동안 각 시간 단계에서 유연한 경골의 변형 정량입니다. 이 모달 분석 접근 수천의 자유도 (수천 요소 노드) 모션의 각 시간 단계에서 구성 된 FE 개체의 기계적 응답 계산, 전통적인 FE 분석에 비해 훨씬 적은 수의 거래 도 (예를 들어, 무릎 및 발목 관절에서 조건 로드 12) 주파수 영역 내에서 자유. 모달 분석 방식으로 계산 시간 미만 1 h 일반적인 시뮬레이션에 대 한 여러 시간/일에서 상당히 절감 됩니다. 컴퓨터 시간이 덜 소모의 혜택 외 모달 분석 접근 작은 변형 (< 10%) 뼈 조직 같은 뻣 뻣 한 구조에 의해 경험된을 컴퓨팅에 이상적입니다.
마지막으로, 이전에 보고 된 방법16,17 현재 비-침략 적 접근의 이점이 여기 해결 되어야 합니다. A) 우리의 골격 모델은 더 정확한 낮은 몸 공동 센터는 기능 공동 평가22을 통해 생산을 소유 하기 위하여 정제. 그러나, 이전 메서드를 사용 하 여 시각적 표시의 제한 된 수의 도움으로 플러그인 걸음 걸이 절차21 에 기반 모델에 대 한 공동 센터를 정의 합니다. B)이이 모델 통합 이전 모델에서 사용 되는 12 근육에 비해 각 다리에 45 근육. 다리 근육 골격 모델의 수를 증가 시뮬레이션의 품질을 향상 시킬 것 이다. C) 동안 역 운동학 시뮬레이션, 근육 골격 모델 실제 운동의 더 나은 중복 수 있는 체에 34 시각적 마커 세트에 의해 구동 됩니다. 반면, 이전 접근만을 사용 하 여 16 마커 같은 시뮬레이션을 드라이브 하 고이 시뮬레이션에 수치 오류가 발생할 수 있습니다. D) 앞으로 동적 시뮬레이션 동안 진짜 지상 영향 세력 움직임을 시뮬레이션 하기 위해이 골격 모델에 적용 됩니다. 그러나, 이전 메서드는 시뮬레이션에 있는 지상군 영향을 통합할 수 없습니다. 실제 사용 하지 않고 영향 세력 지상 앞으로 동적 시뮬레이션 중 이전 방법 낮은 충격 활동 공부로 제한 됩니다. 우리 주제-특정 근육 골격 모델의 품질을 개선 하기 위해 걸릴 위의 단계 인간의 움직임 동안 tibial 변형 검사에 대 한 성공적인 것으로 나타납니다. 시뮬레이션에서 접지 영향 세력 통합의 추가 높은 충격 활동 동안 뼈 긴장을 공부 하는 데 필요한 것 증명 한다.
결론적으로, 경골 뼈 변형 vivo에서 기존의 얼룩 계기 방법으로 일반적으로 측정 된다. 이 방식은 한계는 침략 적 성격, 적은 자원 봉사자, 지역 분석 되 고, 등 새로운 접근 방식을 고용 multibody 모달 FE 분석 동적 시뮬레이션을이 연구에서 제안 하는 작은 뼈 표면에 연관 드롭-착륙 중 경골 변형 계량. 그것은 분명이 이렇게 기존의 스트레인 게이지 측정에서 상속 하는 한계를 해결할 수 있습니다. 또한,이 방법은 동적 시뮬레이션 및 모달 FE 분석을 수행 하 진짜 실험 운동학과 운동 데이터 뿐 아니라 주제 관련 근육 골격 모델 및 유연한 경골을 사용 하 여 혜택을로에 거 대 한 개선 대표는 이전에 보고 된 방법을 통해 연구 프로토콜입니다. 따라서,이 비-침략 적 접근 multibody 모달 FE 분석 함께 동적 시뮬레이션에 대 한 주제-특정 데이터를 활용 tibial 변형 동적 동작 중 공부 하는 유망한 도구 될 수 있다. 미래 연구 수 뼈 스트레스 골절의 부상 메커니즘 연구를 큰 동료에 대 한 높은 충격 활동 동안 뼈 긴장을 공부 하려면이 방법을 사용 하 고 있다.
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Disclosures
저자 들은 아무 경쟁 금융 관심사 선언 합니다.
Acknowledgments
부의는 육군 #W81XWH-08-1-0587, #W81XWH-15-1-0006; 공 주립 대학 2010 ASPiRE 그랜트입니다.
Materials
| Name | Company | Catalog Number | Comments |
| CT Scanner | GE Medical System | N/A | Light Speed VCT. For performing tibia CT scan. |
| Motion Capture System | Vicon Inc | N/A | Vicon FX40 high speed cameras. For performing 3D motion capture. |
| Force plates | AMTI Inc | N/A | Collecting 3D ground reaction forces |
| Vicon Nexus | Vicon Inc | N/A | Motion capture software program. For processing visual marker trajectory data. |
| Visual 3D | C-Motion Inc | N/A | Biomechanics analysis software. For computing 3D kinematics and kinetics of human movements. |
| MATLAB | Mathworks Inc | N/A | Computer programming software. For performing raw data filtering, data conversion, and data processing. |
| ADAMS 2012 | MSC Software Inc | N/A | Multibody dynamic computer simulation program. |
| LifeMOD | Lifemodeler Inc | N/A | A software Plug-in in ADAMS. For building human body musculo-skeletal models. |
| MIMICS 13 | Materialise Inc | N/A | Image processing program. A 3D modeling tool to process imaging data. For creating 3D tibia model from CT scans. |
| MARC 2012 | MSC Software Inc | N/A | Finite element analysis software. For performing volumn meshing, generating tibia FE model, and running modal FE analysis. |
| SPSS 19 | IBM Inc | N/A | Statistical analysis software. |
References
- Brukner, P., Bennell, K., Matheson, G. Stress fracture. , Blackwell Science. Victoria, Australia. (1999).
- Zadpoor, A., Nikooyan, A. The relationship between lower-extremity stress fractures and the ground reaction force: A systematic review. Clin Biomech. 26, 23-28 (2011).
- Matheson, G. O., Clement, D. B., McKenzie, D. C., Taunton, J. E., Lioyd-Smith, D. R., Maclntyre, J. G. Stress fractures in athletes. A study of 320 cases. Am J Sports Med. 15, 46-58 (1987).
- Bennell, K., Grimston, S. Risk factors for developing stress fractures. Musculoskeletal fatigue and stress fractures. Burr, D., Milgrom, C. , CRC Press. New York. 15-33 (2001).
- Milgrom, C., Giladi, M., Stein, M., Kashtan, H., Margulies, J. Y., Chisin, R., Stenberg, R., Aharonson, Z. Stress fractures in military recruits. A prospective study showing an unusually high incidence. J Bone Joint Surg Br. 67, 732-735 (1985).
- Almeida, S. A., Williams, K. M., Shaffer, R. A., Brodine, S. K. Epidemiological patterns of musculoskeletal injuries and physical training. Med Sci Sports Exerc. 31, 1176-1182 (1999).
- Jones, B. H., Knapik, J. J. Physical training and exercise-related injuries, surveillance, research and injury prevention in military populations. Sports Med. 27, 111-125 (1999).
- Jones, B. H., Thacker, S., Gilchrist, J., Kimsey, C. D., Sosin, D. M. Prevention of lower extremity stress fractures in athletes and soldiers: a systematic review. Epidemiol Rev. 24, 228-247 (2002).
- Voloshin, A., Wosk, J. An in vivo study of low back pain and shock absorption in the human locomotor system. J Biomech. 15, 21-27 (1982).
- Burr, D. B., Milgrom, C., Fyhrie, D., Forwood, M., Nyska, M., Finestone, A., Hoshaw, S., Saiag, E., Simkin, A. In vivo measurement of human tibial strains during vigorous activity. Bone. 18, 405-410 (1996).
- Ekenman, I., Halvorsen, K., Westblad, P., Fellander-Tsai, L., Rolf, C. The reliability and validity of an instrumented staple system for in vivo measurement of local bone deformation. An in vitro study. Scand J Med Sci Sports. 8, 172-176 (1998).
- Lanyon, L. E., Hampson, W. G., Goodship, A. E., Shah, J. S. Bone deformation recorded in vivo from strain gauges attached to the human tibial shaft. Acta Orthop Scand. 46, 256-268 (1975).
- Ekenman, I., Halvorsen, K., Westblad, P., Tsai, L. F., Rolf, C. Local bone deformation at two predominant sites for stress fractures of the tibia: an in vivo study. Foot Ankle Int. 19, 479-484 (1998).
- Milgrom, C., Finestone, A., Levi, Y., Simkin, A., Ekenman, I., Mendelson, S., Millgram, M., Nyska, M., Benjuya, N., Burr, D. Do high impact exercises produce higher tibial strains than running? Br J Sports Med. 34, 195-199 (2000).
- Milgrom, C., Finestone, A., Simkin, A., Ekenman, I., Mendelson, S., Millgram, M., Nyska, M., Larsson, E., Burr, D. In-vivo strain measurements to evaluate the strengthening potential of exercises on the tibial bone. J Bone Joint Surg Br. 82, 591-594 (2000).
- Al Nazer, R., Rantalainen, T., Heinonen, A., Sievanen, H., Mikkola, A. Flexible multibody simulation approach in the analysis of tibial strain during walking. J Biomech. 41, 1036-1043 (2008).
- Al Nazer, R., Klodowski, A., Rantalainen, T., Heinonen, A., Sievanen, H., Mikkola, A. A full body musculoskeletal model based on flexible multibody simulation approach utilised in bone strain analysis during human locomotion. Comput Method Biomec. 14, 573-579 (2011).
- Johnson, M. A., Moradi, M. H., Crowe, J. PID control: new identification and design methods. , Springer. New York. 543 (2005).
- Craig, R. R., Bampton, M. C. C. Coupling of substructures for dynamics analysis. American Institute of Aeronautics and Astronautics Journal. 6, 1313-1319 (1968).
- Wasfy, T. M., Noor, A. K. Computational strategies for flexible multibody systems. Appl Mech Rev. 56, 553-613 (2003).
- Kadaba, M. P., Ramakrishnan, H. k, Wootten, M. E. Measurement of lower extremity kinematics during level walking. J Orthop Res. 8, 383-392 (1990).
- Schwartz, M. H., Rozumalski, A. A new method for estimating joint parameters from motion data. J Biomech. 38, 107-116 (2005).
- Devita, P., Skelly, W. A. Effect of landing stiffness on joint kenetics and energetic in the lower extremity. Med Sci Sports Exerc. 24, 108-115 (1992).
- Dong, X. N., Guo, X. E. The dependence of transversely isotropic elasticity of human femoral cortical bone on porosity. J Biomech. 37, 1281-1287 (2004).
- Schileo, E., Taddei, F., Malandrino, A., Cristofolini, L., Viceconti, M. Subject-specific finite element models can accurately predict strain levels in long bones. J Biomech. 40, 2982-2989 (2007).
- Pattin, C. A., Caler, W. E., Carter, D. R. Cyclic mechanical property degradation during fatigue loading of cortical bone. J Biomech. 29, 69-79 (1996).
- Lifemodeler, I. Lifemod Manual. , Lifemodeler Inc. San Clemente, CA. (2010).
