Waiting
Login processing...

Trial ends in Request Full Access Tell Your Colleague About Jove
Click here for the English version

Bioengineering

Предметно специфические опорно-модель для изучения кости деформации во время динамического движения

doi: 10.3791/56759 Published: April 11, 2018

Summary

Во время посадки, кости нижней части тела испытывают большие механические нагрузки и деформируются. Это важно для измерения деформации костей лучше понять механизмы костных травм стресс, связанные с последствиями. Новаторский подход интеграции конкретным опорно моделирования и анализа методом конечных элементов используется для измерения большеберцовой кости деформации во время динамических движений.

Abstract

Костных травм стресс являются общими в спорте и военных учений. Причиной может быть повторяющихся крупных сухопутных сил воздействия во время обучения. Важно, чтобы определить эффект воздействия высоких местах силы на деформацию костей нижней части тела лучше понять механизмы костных травм и стресса. Обычные Тензометрические измерения был использован для изучения в естественных условиях деформации голени. Этот метод связан с ограничениями в том числе инвазивность процедуры, участие нескольких человеческих субъектов и ограниченные штамм данных от площади поверхности мелких костей. Настоящее исследование намерен внедрить новый подход к изучению деформации костей голени под высокой ударной нагрузке. Предметно специфические опорно-модель была создана для представления здоровый мужчина (19 лет, 80 кг, 1800 мм). Гибкие конечно-элементной модели голени была создана на основе сканирование компьютерная томография (КТ) субъекта правой голени. Захват движения лаборатория была выполнена для получения кинематики и наземных сил реагирования падение-посадок с различных высот (26, 39, 52 см). Многотельные динамических компьютерного моделирования в сочетании с модального анализа гибкий голени были выполнены для количественного определения деформации голени во время падения посадки. Вычисляемые голени штамм данные были в хорошем согласии с предыдущими исследованиями в естественных условиях . Очевидно, что это неинвазивная подход может быть применен для изучения деформации костей голени во время высокой воздействия мероприятий для большой когорты, который приведет к более глубокому пониманию механизма травмы голени стресс переломы.

Introduction

or Start trial to access full content. Learn more about your institution’s access to JoVE content here

Кость стресс травм, таких как стресс переломы, являются серьезными чрезмерное травм, требующих длительных периодов восстановления и понести значительные медицинские расходы1,2. Стресс переломы являются общими в спортивные и военные населения. Среди всех спортивных травм стресс переломы приходится 10% от всего3. В частности Отслеживайте спортсменов лицо выше травматизма на 20%4. Солдаты также испытывают высокий уровень стресс переломы. К примеру 6% травматизма было сообщено для армии США1 и 31% травматизма было сообщено в израильской армии5. Среди всех зарегистрированных стресс переломы большеберцовой кости перелом стресса является наиболее распространенным6,7,8.

Спорт и физических тренировок с более высоким риском стресс переломов голени обычно ассоциируется с воздействием высоких местах (например, прыжки, посадки и резки). Во время передвижения сухопутные силы воздействия применяется к телу, когда нога контакты земли. Эта сила удара рассеивается, опорно-двигательного аппарата и обувь. Скелетная система служит ряд рычагов, позволяя мышцы для применения силы осваивать земли влияние9. Когда мышцы ног не может адекватно снизить влияние земли, кости нижней части тела должны поглощать остаточных сил. Строение костей будет испытывать деформации во время этого процесса. Повторяющихся поглощения остаточное воздействие силы может привести к микроповрежденности в кости, который будет накапливаться и стать стресс переломы. На сегодняшний день сведения, относящиеся к кости реакция на воздействие внешних сухопутных войск ограничен. Важно изучить, как кости голени реагирует на механическую нагрузку, представленный высокой ударной силы во время динамических движений. Анализ деформации костей голени во время высокой воздействия деятельности может привести к более глубокому пониманию механизма большеберцовой кости перелом стресса.

Обычные методы, используемые для измерения кости деформации в vivo полагаются на инструментированный тензодатчиков10,11,12,13,14,15. Хирургические процедуры необходимы для имплантата тензодатчиков на поверхности кости. Из-за захватнический характер в vivo исследования ограничены небольшой образец добровольцев. Кроме того Тензометрический датчик может контролировать только небольшой регион поверхности кости. Недавно неинвазивный метод, использование компьютерного моделирования для анализа кости штамм был представлен16,17. Эта методология позволяет способность сочетать опорно моделирования и вычислительного моделирования для изучения кости деформации во время движения человека.

Опорно модели представлен скелет и скелетные мышцы. Скелет состоит из костей сегментов, которые являются жесткими или не деформируемого тела. Скелетные мышцы моделируются как контроллеры, с использованием алгоритма прогрессивной интеграл производная (PID). 3 триместровый PID управления использует ошибки в оценке улучшить точность вывода18. По существу ПИД-регуляторов, представляющие мышц пытаться дублировать движений тела путем разработки необходимых сил производить изменения длины мышц с течением времени. ПИД контроллер использует ошибку в кривой длина/время для изменения силы для воспроизведения движения. Этот процесс моделирования создаёт возможным решение координировать все мышцы, чтобы работать вместе, чтобы переместить скелета и производить движения тела.

Один или несколько сегментов в скелет опорно модели могут быть смоделированы как гибкие тела чтобы измерения деформации. Например кости голени можно подразделить на конечное количество элементов, которое состоит из тысяч элементов и узлов. Влияние механической нагрузки на гибких голени может быть рассмотрен через анализ методом конечных элементов (FE). Анализ Фе вычисляет ответ загрузки отдельных элементов со временем. Как количество элементов и узлов рост костей время вычисления FE анализа будет значительно увеличить.

Для уменьшения вычислительных затрат с точной оценкой деформирования гибких органов, FE модального разработана и используется в авиационной и автомобильной промышленности19,20. Вместо анализа отдельных элементов FE ответы на механической нагрузки в домене время, эта процедура оценивает объекта механические ответы, основанные на различные колебательные частоты в частотной области. Этот метод приводит к значительному сокращению время вычислений, обеспечивая точное измерение деформации20. Хотя модального FE широко использовался для изучения механической усталости в авиационной и автомобильной областях, применение этого метода была весьма ограниченной в человеческого движения науки. Аль Nazer et al., используется модальный анализ Фе для изучения большеберцовой кости деформации во время походка человека и сообщили, поощряя результаты16,17. Однако их метод значительно пострадал, только используя ограниченные кинематической данные из эксперимента водить компьютерного моделирования; Существует никакой реальной силы воздействия, используется для оказания помощи моделирования. Этот подход может быть разумным для изучения низкого воздействия медленных движений например, ходьба, но он не является подходящим решением для изучения движений воздействия высоких местах. Таким образом чтобы изучить нижней части тела кости реакции во время динамического высокой воздействия деятельности, важно выработать новаторский подход к решению ограничения, связанные с методом сообщалось ранее. В частности, метод использования точных экспериментальных данных кинематической и реального воздействия силы земли должны быть разработаны. Таким образом цель данного исследования было разработать предметные опорно модели для выполнения многотельных динамического моделирования с FE модального расчета для изучения большеберцовой кости деформации во время высокой воздействия деятельности. Динамического воздействия высокой движение, представленное падение посадки с различных высот был выбран для проверки метода.

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Protocol

or Start trial to access full content. Learn more about your institution’s access to JoVE content here

Эксперимент проводился в Хельсинкской декларации. До сбора данных тема обзор и подписал форму согласия, утвержденных Советом университета институционального обзора до участия в исследовании.

1. КТ изображений протокол

  1. Принять участника на объект где размещается КТ-сканера. До КТ, настройки машины CT со следующими параметрами: CT толшины 0,625 мм, поле зрения КТ 15 см х 15 см, и автоматическая настройка параметров milliampere секунд (МАС) с использованием машины алгоритм и пик Кило напряжения (КВП).
  2. Попросите участников лечь на стол, который скользит в кольцо в КТ-сканера. Попросите участника оставаться очень еще во время КТ. Сканирования каждой ноги отдельно от пяточной кости дистального конца бедренной кости.
  3. После завершения сканирования CT экспорт CT изображения в цифровой обработки изображений и коммуникации в медицине (DICOM) формате. Выберите размер изображения 512 x 512 пикселей (оттенки серого).
    Примечание: КТ изображений протокол обычно длится менее 1 ч. Доза радиации является минимальным. В нем не большему риску, чем, что возникшие во время обычных рентгеновских медицинских процедур.

2. антропометрические измерения протокол

  1. В ходе визита лаборатории, до захвата движения Измерьте участника масса тела (кг), высота (мм), расстояние между передней Улучшенный подвздошных шипами (ASISs) (мм), ноги Длина (мм), колена совместного ширина (мм) и лодыжки совместного ширина (мм).
  2. Интер ASIS измерение расстояния: Используйте суппорт для измерения линейного расстояния между ASIS левой и правой ASIS.
  3. Измерение длины ног: используйте ленты мера в меру линейное расстояние ASIS и медиальной лодыжки для обеих ног.
  4. Колена совместного ширина измерения: Используйте суппорт для измерения линейного расстояния между epicondyles боковые и медиальной бедра для обоих коленях.
  5. Измерение ширины шва лодыжки: Используйте суппорт для измерения линейное расстояние между боковыми и медиальной malleoli для обеих ног.
    Примечание: Расстояние Интер ASIS, ширина длина, колена и лодыжки ноги используются для построения модель субъекта в биомеханике программного обеспечения (см. Таблицу материалы) для выполнения кинематических и кинетические вычислений.

3. движение захвата протокол

Примечание: Смотрите Таблицу материалов для всех программного обеспечения и инструментов, используемых.

  1. Размещение маркеров, отражающих
    1. Место 14-мм Светоотражающий маркеров на теле участника на следующих анатомические костлявые достопримечательностей: Акромион процессы, sternoclavicular суставов, база грудины, задняя процесс начальника 10го грудных позвонков, ASISs, задняя-подвздошной Колючки (PSISs), 1,5 см выше совместной линии боковых колена, 1,5 см выше линии совместной медиальной колена, боковые malleoli, медиальной malleoli, задняя каблуки, основы втором плюсневые кости и основания пятого плюсневые кости.
    2. Место полужесткие пластиковые пластины с кластерами 4-маркер на бедрах и черенков, соответственно.
      Примечание: Для лучшего результата захвата движения, участник рекомендуется быть босиком и обтягивающих одежда. Кроме того процедуры размещения маркер следует измененный Протокол «Подключаемых модулей-походка»21. В общей сложности 39 Светоотражающий маркеры используются для захвата движения и 34 из них прикреплены к нижней части тела.
  2. Поручить участник согреться, идя на моторизованных беговой дорожке на самостоятельный выбор скорости за 5 мин.
  3. Калибровка помещение для процедуры захвата движения
    1. Мощность на системе захвата движения (12 высокоскоростной инфракрасной камеры) и два сил плиты. Откройте программу захвата движения. В главном окне программы откройте панель «Ресурсы». Нажмите вкладку «Система» Настройка камеры частота 200 Гц и сил плиты частотой 2000 Гц.
    2. В главном окне программы откройте панель «Инструменты». Нажмите на кнопку «Подготовка системы». Нажмите кнопку «Калибровка камеры». Нажмите кнопку «Пуск». Спросите научных сотрудников по мановению палочки Стандартный 5-маркера калибровки для выполнения динамической калибровки в пределах помещения, где падение посадки движения должны быть выполнены. Нажмите кнопку «Стоп» после 5 s данных палочки были приобретены.
    3. Место калибровки палочка плашмя на пол для выравнивания с углом сил плиты для указания расположения ссылки (происхождения) для калиброванных пространства. Нажмите кнопку «Задать объем происхождения» в панели инструментов «Подготовка системы».
  4. Участник подготовка программного обеспечения захвата движения
    1. В главном окне программы откройте панель «Ресурсы». Нажмите вкладку «Тема» нажмите кнопку «Создать новый предмет от маркировки скелета». Выберите шаблон меток из списка шаблонов файлов.
    2. В окне «Свойства» введите имя субъекта и значения массы тела (кг), высота (мм), Интер ASIS расстояние (мм), левой и правой ноги Длина (мм), ширина левого и правого колена (мм) и левой и правой лодыжки ширина (мм). В панели «Темы ресурсы» щелкните правой кнопкой мыши имя субъекта и нажмите кнопку «Сохранить тему».
  5. Запись статического тела калибровки позе
    1. Попросите участников стоять неподвижно в середине калиброванные комнаты с ног ширине плеч расширяя верхних конечностей боково, так что все светоотражающие маркеры на теле также подвергаются камеры.
    2. В главном окне программы откройте панель «Инструменты». Нажмите вкладку «Тема подготовка». В разделе темы захвата нажмите «Старт» запись 3-s движение суда, чтобы быть статический калибровки суда.
  6. Процедура определения функциональных совместные центры
    1. Центр функциональной тазобедренного сустава
      1. Попросите участников стоять одной ногой и полностью продлить другая нога немного вперед. Проинструктируйте участников для перемещения расширенный ноги вокруг тазобедренного сустава в следующей последовательности: перемещение кпереди и вернуться к нейтральной, перемещение передней боков и вернуться к нейтральной, переместить с боков и вернуться к нейтральной, переместить кзади боков и вернуться к нейтральный, переместить кзади и вернуться к нейтральной и циркумдукция движения.
      2. В главном окне программы откройте панель «Инструменты», щелкните вкладку «Захват». В разделе записи нажмите кнопку «Пуск», чтобы записать пробу движения для каждой функциональной хип движения.
    2. Совместный центр функциональной колена
      1. Попросите участников встать с одной ногой и поддерживать 30° хип гипер расширение другой ногой. Проинструктируйте участников выполнять сгибание колена 45° с-несущие ногой в 5 раз.
      2. В разделе «Захват» панели «Инструменты» нажмите кнопку «Старт» для записи пробу движения для каждой функциональной колена движения.
        Примечание: Информацию о функциональных совместные процедуры, пожалуйста, смотрите Шварц, et al. 22
  7. Захват движения движений падение посадка
    1. Случайный порядок использования трех различных высот падение посадка (39 см, 26 см и 52 см)14.
    2. Место высота скорректирована древесины ящик с верхней поверхности площадью 50 x 50 см2 на этаже, охватываемых резиновый коврик. Древесины ящик — 11 см от краев плиты силы. Попросите участников стоять на поверхности поля.
    3. Поручить участникам расширить их доминирующей ноги прямо перед полем и перенести свой вес вперед и сойти из коробки. Попросите участников к земле с обеими ногами на земле в то же время с каждой ноги на отдельных сил плиты.
    4. Попросите участников стоять до завершения судебного процесса захвата движения. Повторите движение захвата три раза собрать три испытания движения для каждой высоты.
  8. Обработка данных захвата движения
    1. Откройте программу захвата движения. В главном окне программы перейдите на панели «Связи». На вкладке «Управление данными» выберите один из записанных движения испытаний и откройте его в программе.
    2. В панели «Инструменты» щелкните вкладку «Трубопровод». Из списка «Текущего конвейера» выберите «Реконструировать» трубопровода. Нажмите кнопку «Run» для запуска процесса восстановления для получения 3 размерности (3D) траектории Светоотражающий маркеров.
    3. В панели «Инструменты» щелкните вкладку «Label/изменить». В разделе «Руководство по маркировке» выберите имена отдельных маркера и ярлык соответствующего 3D траектории. Нажмите кнопку «Сохранить», кнопку панели инструментов, когда маркировка завершена.
    4. В панели «Инструменты» щелкните вкладку «Трубопровод». В разделе «Доступные операции» выберите «Экспорт файла». Дважды щелкните «Экспорт C3D трубопровод». Нажмите кнопку «Run» для экспорта обработанных движение суда в файл в формате (C3D) три измерения координат.
  9. Биомеханический анализ движения захвата данных
    1. Откройте программу биомеханику для дальнейшего процесса движения захвата данных. От верхнего меню нажмите кнопку «Файл» и нажмите кнопку «Открыть/Добавить». Выберите файлы raw C3D для импорта в программу биомеханики.
    2. От верхнего меню нажмите кнопку «Модель». Нажмите кнопку «Создать (добавить статические калибровки файл)». В подменю выберите «Гибридные модели от C3DFile». Выберите и откройте файл C3D статические калибровки.
    3. От верхнего меню нажмите кнопку «Модель». Из раскрывающегося списка нажмите кнопку «Применить шаблон модель». Выберите и откройте файл шаблона модели. На панели инструментов, перейдите на вкладку «Модели». Нажмите вкладку «Субъекта данных / показателей». В окне «Субъекта данных» измените значения «Массы» и «Высота», чтобы сделать модель конкретным.
    4. На панели инструментов, перейдите на вкладку «Модели». Нажмите кнопку «Модель построителя передовых постобработки» в верхней панели меню. Во всплывающем окне «Модель построителя Advanced пост обработки» нажмите вкладку «Функциональных соединений» выберите «добавить движение файла из рабочей области».
    5. Выберите файлы, функциональные совместный центр C3D. Выделите импортированного функциональных объединенного файла. Выделите функциональной совместной сопоставление файла. Используйте для выбора соответствующие части судебного разбирательства движения «Задать начало кадра для текущего кадра» и «Задать конец кадра для текущего кадра». Нажмите на кнопку «Вычислить проверил ориентиры». Повторите этот процесс для вычисления других функциональных совместные центры для уточнения скелетной модели.
    6. Нажмите кнопку «Модель» на верхней панели меню. Выберите «Назначить модель движения файлов». Во всплывающем окне «Назначение модели для движения данных» применить модель скелета предметно специфические для всех испытаний движения.
    7. Нажмите на кнопку «Трубопровод» панели инструментов. Во всплывающем окне «Мастерская конвейер» нажмите кнопку «Открыть трубопровод». Выберите «Трубопровод фильтрации целей». Нажмите кнопку «Выполнить трубопровод» для выполнения четвертого порядка Баттерворта ФНЧ с частотой среза 10 Гц на 3D траектории движения захвата испытаний.
    8. Нажмите на кнопку «Трубопровод» панели инструментов. Во всплывающем окне «Мастерская конвейер» нажмите кнопку «Открыть трубопровод». Выберите «Трубопровод фильтрации силы». Нажмите кнопку «Выполнить трубопровод» для выполнения четвертого порядка Баттерворта ФНЧ с частотой среза 60 Гц на сухопутных сил реакции судебных процессов захвата движения.
    9. Нажмите кнопку «Параметры» в верхней панели меню. Установите флажки рядом с «Использование обработанных аналогов для наземных реакция сил вычисления» и «Использование обработанных цели для модели/сегмент/LinkModelBased предметы».
    10. Нажмите на кнопку «Трубопровод» панели инструментов. Во всплывающем окне «Мастерская конвейер» нажмите кнопку «Открыть трубопровод». Выберите «Модель на основе расчета» конвейер. Нажмите кнопку «Выполнить трубопровод» для выполнения вычислений совместного кинематики нижней части тела и кинетики.
    11. Нажмите на кнопку «Трубопровод» панели инструментов. Во всплывающем окне «Мастерская конвейер» нажмите кнопку «Открыть трубопровод». Выберите «Экспортировать координаты C3D» конвейер. Нажмите кнопку «Выполнить трубопровод» экспортировать обработанные 3D координаты нижней части тела визуальных меток в файле C3D.
    12. Нажмите на кнопку «Трубопровод» панели инструментов. Во всплывающем окне «Мастерская конвейер» нажмите кнопку «Открыть трубопровод». Выберите «экспорт наземных сил реагирования» конвейер. Нажмите кнопку «Выполнение конвейера» экспортировать обработанные 3D земли реакция сил в двоичный файл (расширение файла: мат).
      Примечание: Для сохранения вершины высоких воздействия во время посадки, частота среза 60 Гц используется для фильтрации сырой земле реакция сил данных23.
  10. Подготовка данных движение захвата для компьютерного моделирования
    1. Откройте компьютер программирования. Файл данных импорта отфильтрованных C3D и мат данных файла.
    2. Экспортируйте текстовый файл, содержащий координаты совместного центра нижней части тела. Преобразовать C3D файл данных и файл мат данных в текстовые файлы (расширение файла: slf) для использования программой твердотельного динамического моделирования.

4. предмет конкретных моделирования процедуры

  1. Создание нижней части тела скелетной модели
    1. Откройте твердых тел, которые динамического моделирования программного обеспечения программа с телом человека, моделирования плагин установлен. В ходе этого процесса человеческого тела, моделирования подключаемый модуль будет автоматически открыт. В пределах экрана-заставки дважды щелкните значок «Новая модель», чтобы открыть панель управления построения модели.
    2. В пределах панели главной моделирования в разделе «Библиотека антропометрических баз данных», выберите универсальный орган (GeBOD) из раскрывающегося списка. В пределах панели главной моделирования укажите масса тела (кг), высота (мм), пол и возраст (месяцы).
    3. На панели основной моделирования, в разделе «Конфигурация тела» нажмите кнопку Радио «Нижней части тела». Выберите из раскрывающегося списка «Единицы», «Миллиметр килограмм Ньютон». В пределах панели главной моделирование нажмите кнопку «Применить» в разделе «Создание таблицы измерения тела» принять измерений тела. Далее нажмите на кнопку «Применить» в разделе «Создание человека сегменты» для создания скелета базовой модели нижней части тела.
      Примечание: Эта модель масштабируется на основе на высоте индивидуума, массовые, возраст и пол. Модель состоит из семи слоев: Таз, два бедра, два хвостовик и две ноги (рис. 1). Все сегменты моделируются как твердых тел.
  2. Моделирование суставов нижней части тела
    1. В пределах панели главной моделирования из главного меню раскрывающегося списка, выберите «Соединений» для открытия панели совместной конфигурации.
    2. В рамках совместной конфигурации панели, в разделе «Совместное ВРАЩЕНИЕ элементов» нажмите кнопку рядом с «Подготовить модель с записи суставов». В разделе «Весна амортизаторы и совместных свойства ограничений», введите следующие параметры: Номинальный тугоподвижность 1 НММ / °, номинальный совместных демпфирования 0.1 Nmm∙s / °, тугоподвижность остановить 3.38E7 Nmm / °. Далее выберите «Левой ноги» и «Правой ноги», установив радио-кнопки рядом с именами. Нажмите кнопку «Применить», чтобы принять совместной конфигурации.
    3. В пределах панели главной моделирования из раскрывающегося списка главного меню, выберите «Рабочий процесс». Из раскрывающегося списка подменю выберите «Походка» и «Калибровка». В разделе «Совместный центр данных» введите файл участника Объединенного центра нижней части тела.
    4. Нажмите кнопку «Загрузить», чтобы импортировать данные для изменения расположения совместных центров. В разделе «Нагрузка статического суда», введите процесс захвата движения статические калибровки (в формате файла slf, поколения, описанные в шаги 3.8-3.10). Нажмите кнопку «Загрузить» для импорта файла для параметризации в нижней части тела скелетной модели.
      Примечание: По умолчанию, тазобедренные суставы настраиваются как сферической суставов с тремя степенями свободы, коленного суставов настраиваются как отвернутым суставов с одной степенью свободы и голеностопного суставов настраиваются как универсальные шарниры с двумя степенями свободы.
  3. Моделирование скелетной мускулатуры
    1. В пределах панели главной моделирования из раскрывающегося списка главного меню, выберите «Мягких тканей». Из раскрывающегося списка подменю выберите команду «Создать базу ткани набор». В разделе «Мышцы СОКРАТИТЕЛЬНЫХ элементов» нажмите «Подготовить модель с записи мышечные элементы».
    2. В разделе «Глобальные записи элемента мышцы свойства» щелкните переключатель «Обновление 45 мышцы набора».
    3. В разделе «Глобальные записи свойства элемента мышц» принимают следующие параметры по умолчанию для свойства мышц: пассивный жесткость 0.4448 Н/мм, пассивного демпфирования 1,75 E-2 Ns/мм, мышца отдыхает нагрузки 0.4448 N. проверки радио-кнопки «Левой ноги» и «Правой ноги» для мышц назначений. Нажмите кнопку «Применить», чтобы принять настройки.
      Примечание: 45 мышц ног набор включает в себя следующие мышцы: приводящей Brevis, приводящей мышцы, приводящей Магнус (три группы), длинная голова двуглавой мышцы бедра, Двуглавая мышца бедра коротких головы, разгибателей пальцев, разгибателей большого пальца стопы, сгибателей пальцев, сгибателей большого пальца стопы, Икроножной мышцы, Gemellus, ягодичная (три группы), ягодичной Medias (три группы), ягодичной Minimis (три группы), Gracilis, подколенного сухожилия, подвздошной, боковых икроножной мышцы, медиальной икроножной мышцы, гребенчатая, малоберцовой Brevis, малоберцовой мышцы, малоберцовой Тертиус, грушевидной, поясничная, четырехглавой мышцы бедра, прямой бедренной мышцы, Портняжная, полуперепончатой, полусухожильной мышцы, камбаловидной, напрягателя широкой фасции, Tibialis передняя, задняя Tibialis, Intermedius мышц, мышц бедра, широких мышц.

5. мульти тела динамика моделирования

  1. Выполнение обратной кинематической моделирования
    1. В пределах панели главной моделирования из раскрывающегося списка главного меню, выберите «Рабочий процесс». Из раскрывающегося списка подменю выберите «Походка» и «Суд». В разделе «Динамический испытательный данные» введите имя файла динамического движения захвата судебного разбирательства (в формате файла slf) и нажмите на кнопку «Загрузить» для импорта данных. Продолжать вводить соответствующие силы реагирования наземных данных файла (в формате файла slf) и нажмите на кнопку «Загрузить» для импорта данных.
    2. В пределах панели главной моделирования из раскрывающегося списка главного меню, выберите «_Analyze». Выполнение параметризировать анализа настроить модель осанки в соответствии позы в начале динамического испытания.
    3. Откройте панель моделирования. Отключите эффекты гравитации и наземных сил реагирования. Выберите весь движение суда как длина моделирования.
    4. Укажите время шаг моделирования 100 шагов/s. Запустите обратной кинематической моделирования, движимый движение захвата данных. Сохраните анализ обратной кинематической моделирования.
  2. Создание агента трекер движения
    1. Откройте панель Создание агента Motion Tracker. Примите имя по умолчанию трекер: MA_Track.
    2. Установите трансляционная жесткость и вращения жесткость 10 Н/мм и 1000 Nmm / °, соответственно. Установите трансляционная демпфирования и вращательное демпфирующих 10 н/мм и 1000 Nmms / °, соответственно. Установите все поступательные и вращательные степени свободы как управили.
    3. Роман Как только модель нижней части тела используется для прямого динамического моделирования, трекер движения необходимо для учета нестабильности из-за отсутствия движения верхней части тела.
  3. Учебные мышцы ног
    1. Откройте панель конфигурации мягких тканей. Выберите простой режим для модели мышц. Установите следующие параметры для модели мышц: пропорциональный прирост 1.0E6, неотъемлемой получить 1.0E6, а производная получить из 1.0E4.
    2. Выберите анализ обратной кинематической моделирования мишенью тренировка мышц. Примените тренировка мышц.
  4. Импорт гибкий голени
    1. Откройте панель гибкие тела импорта. Выполните выравнивание сопоставления с тремя известными производителями и их соответствующие узлы на поверхности гибкие голени.
    2. Выберите жесткие большеберцовой кости должны быть заменены гибкой голени. Выберите файл МНС, представляющие гибкие голени. Выберите файл сопоставления вложений мышц для повторного присоединения мышцы ног для гибкого голени. Импортируйте гибкий голени опорно модели.
  5. Выполнение прямого динамического моделирования с гибкой большеберцовой кости в месте
    1. Откройте панель моделирования. Включите эффекты гравитации и наземных сил реагирования. Отключите эффекты движения агентов.
    2. Выберите для запуска моделирования для длины всего движения судебного разбирательства. Установите время шаг моделирования 100 шагов/s. Run вперед динамического моделирования, движимый тренированных мышц. Сохраните вперед динамического анализа.

6. Создание модели гибкой голени

  1. Создание 3D поверхности сетки модели
    1. Откройте программу обработки изображений. Импорт CT ломтики в формате DICOM. Создание маски с помощью метода растущего региона для разделения костной ткани от окружающих мягких тканей.
    2. Поиск фрагментов CT, где голени и малоберцовой кости связаны. Отдельные, удалив маску вдоль сочетании двух костей голени и малоберцовой кости.
    3. Создайте вторую маску, используя метод выращивания региона для включения только кости голени. Пройти через срезов КТ раскрыть полостей, существующих в маске голени. Заполнения пустот в маске. Создайте объект 3D голени, основанный на голени маски. Экспорт 3D голени объект как файл в формате графического обмена (DXF).
  2. Создание конечно-элементной модели голени
    1. Откройте программу анализа FE. Импорт 3D голени модели файла с расширением DXF.
    2. Выполните команду развертки для удаления повторяющихся элементов и узлов. Выполнить команду Сетка тома для создания модели FE голени с гексагональной элементами 3 мм x 3 мм x 3 мм. назначить следующих свойств материала для всех элементов: Юнга 17 ГПД, коэффициент Пуассона 0,3 и плотности 1.9E-6 кг/см3.
      Примечание: Свойства материала, присвоенные каждому элементу с предположением, что костной ткани изотропной внутри ряды штамма, испытываемых кости во время динамических движений24,25,26.
  3. Создание модели гибкой голени
    1. В главной панели управления нажмите вкладку «Геометрия и сетка», выберите «геометрия и сетка». В «Геометрия и сетка» всплывающем окне, в разделе «Сетка», нажмите «Добавить узлы» для создания двух новых узлов представлять центры коленного и голеностопного суставов.
    2. В главной панели управления нажмите вкладку «Ссылки» выберите RBE2. Во всплывающем окне RBE2 создайте связь соединения элемента типа 2 твердого тела (RBE2) между совместной узлах и поверхности узлов на поверхности коленного и голеностопного сустава.
    3. В главной панели управления перейдите на вкладку «Граничных условий». В разделе «Граничных условий» нажмите кнопку «Создать». Выберите «DOF_Set узлы». Во всплывающем окне «Граничное условие свойства» создайте граничное условие, назначив шесть степеней свободы для каждого из двух совместных узлов RBE2.
    4. В главной панели управления перейдите на вкладку «Loadcases». В разделе «Loadcases» нажмите кнопку «Новый», выберите «Адамс Крейг-Бамптон»19. Во всплывающем окне «Loadcase свойства» нажмите «ФО-набор узлов». Выберите dofset_nodes, созданный на предыдущем шаге.
    5. В главной панели управления нажмите на вкладку «Задания». В разделе «Вакансии» нажмите кнопку «Новый». Выберите «Структурные». В всплывающем окне «Задание свойств» выберите loadcase, созданный на предыдущем шаге. Нажмите кнопку «Работа результаты». В всплывающем окне «Результаты» выберите «Стресс» и «Деформация». Также выберите «Килограмм» для массы, «Ньютон» силах, «Мм» длины и «Второй» время. Нажмите кнопку «Запустить».
    6. В всплывающем окне «Выполнить задание» нажмите кнопку «Отправить» представить работу для FE моделирования и создания модальных нейтральный файл (МНС) голени16.

7. штамм анализ данных

  1. Экспорт данных деформации костей
    1. Откройте постпроцессор программы твердотельного моделирования. Загрузите подключаемый модуль программы долговечность.
    2. Откройте моделирования с гибкой голени, щелкнув имя моделирования. Экспортируйте максимальных и минимальных основных штаммов и деформации максимального сдвига узлов, представляющих Антеро медиальный аспект диафиза середине голени.
  2. Обработка сырья штамм данных
    1. Откройте компьютер, программирование программное обеспечение для обработки данных. Импорт сырья штамм данных. Применить фильтр Баттерворта НЧ-Четвертый порядок на необработанные данные с частотой среза 15 Гц.

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Representative Results

or Start trial to access full content. Learn more about your institution’s access to JoVE content here

Здоровые кавказских мужчин (19 лет, высота 1800 мм, масса 80 кг) добровольно для изучения. До сбора данных тема обзор и подписал форму согласия, утвержденных Советом университета институционального обзора до участия в исследовании. Эксперимент проводился в Хельсинкской декларации. Эксперимент был проведен на основании следующих протоколу.

Чтобы проверить точность прямого динамического моделирования, совместные углы нижней части тела от моделирования были по сравнению с соответствующего совместного углы, измеренная от движения захвата данных обрабатываются программой анализа биомеханики. Программное обеспечение для статистического анализа была использована для расчета коэффициентов кросс корреляции сравнений. Вычисление кросс корреляции позволил 10 лагов в положительных и отрицательных направлениях. Каждый ЛАГ соответствует до одно время шаг вперед динамического моделирования (0.01 s). Были определены максимальная коэффициенты кросс корреляции.

Визуальный осмотр на рисунке 2, на рисунке 3и 4 демонстрирует сходство между совместной углов производится с экспериментальных данных и данных моделирования. Сильный коэффициенты кросс корреляции были найдены между экспериментальной и моделирование совместной углы на нулевой задержки (Таблица 1).

В таблице 2представлены пик штаммов в регионе Антеро медиальный середине голени вала во время посадки с трех разных высот. Среди трех посадки высот 52 см, посадка условие продемонстрировал крупнейших максимальная главный пик, пик минимального основного и пик максимального сдвига штаммов. Кроме того было отмечено, что, как высота падения увеличилось, Пик максимального штаммов основных увеличилось.

Figure 1
Рисунок 1: предметно специфические опорно модель, созданная в настоящем исследовании. Эта нижняя опорно модели тела включает в себя шесть сегментов (таз, бедра левой и правой, левой голени и левой и правой ноги) и один гибкий голени (правой голени). 90 мышцы ног прикреплены к модели. Для визуализации цели каждая мышца представлен коралловый цвет линии. Совместные центры представлены светло синий шары для правой нижней части тела и фиолетовый шарики для левой нижней части тела. Пожалуйста, нажмите здесь, чтобы посмотреть большую версию этой фигуры.

Figure 2
Рисунок 2: совместные сравнения угол (в градусах) между экспериментальной движение захвата данных и данных моделирования для падения посадки от высота 26 см. Сплошные линии представляют собой совместные углы, вычисляемый с экспериментальной движение захвата данных. Пунктирные линии представляют совместный углы, производимые твердотельного моделирования динамических данных. Вертикальные линии представляют моменты воздействия. Пожалуйста, нажмите здесь, чтобы посмотреть большую версию этой фигуры.

Figure 3
Рисунок 3: совместные сравнения угол (в градусах) между экспериментальной движение захвата данных и данных моделирования для падения посадки от Высота 39 см. Сплошные линии представляют собой совместные углы, вычисляемый с экспериментальной движение захвата данных. Пунктирные линии представляют совместный углы, производимые твердотельного моделирования динамических данных. Вертикальные линии представляют моменты воздействия. Пожалуйста, нажмите здесь, чтобы посмотреть большую версию этой фигуры.

Figure 4
Рисунок 4: совместное сравнения угол (в градусах) между экспериментальной движение захвата данных и данных моделирования для падения посадки от высота 52 см. Сплошные линии представляют собой совместные углы, вычисляемый с экспериментальной движение захвата данных. Пунктирные линии представляют совместный углы, производимые твердотельного моделирования динамических данных. Вертикальные линии представляют моменты воздействия. Пожалуйста, нажмите здесь, чтобы посмотреть большую версию этой фигуры.

Droplanding высоты
26 см 39 см 52 см
Суставы нижней части тела Коэффициент кросс корреляции ЛАГ Коэффициент кросс корреляции ЛАГ Коэффициент кросс корреляции ЛАГ
Лодыжки 0,998 0 0,998 0 0.999 0
Колено 1 0 1 0 1 0
Бедра 0.999 0 1 0 1 0

Таблица 1: коэффициенты кросс корреляции и отстает от сравнений между совместной углов производится на основе движения захвата данных и совместный углов производится из моделирования данных. Одно испытание на каждой высоте была использована для сравнений. Нулевая задержка показывает никакой разницы во времени, когда были подготовлены совместные углов между двумя подходами.

Droplanding высоты
Деформация костей (µstrain) 26 см 39 см 52 см
Максимальный главный 1160 1270 1410
Минимальных основных -659 -598 -867
Максимальный наклон 893 870 1140

Таблица 2: голени кости деформации Антеро медиальный аспект середине голени вала во время падения посадки с трех разных высот. Максимальная основной, минимальной основной и максимальный наклон штаммов представлены.

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Discussion

or Start trial to access full content. Learn more about your institution’s access to JoVE content here

Целью данного исследования было разработать неинвазивный метод для определения деформации голени во время высокоэффективных мероприятий. Количественное определение деформации голени из-за воздействия загрузки приведет к лучшему пониманию перелома голени стресс. В этом исследовании предметно специфические опорно-модель была разработана, и компьютерного моделирования были запущены для дублировать падение посадки движения, выполняемые в лабораторных условиях. Было рассмотрено влияние высоты падения посадка на голени штамм. В этом исследовании, мы наблюдали, как капля посадка высота увеличилась, так же пик максимального основных штаммов. Кроме того среди трех посадки условий, 52-см состояние привело к наивысший пик максимального главный, минимального основного и максимальный наклон штаммов.

Ограниченные в естественных условиях данные имеются в литературе относительно эффект падения посадка на голени штамм. Милгром et al., сообщили максимальное основной штамм, начиная от 896-1007 µstrain во время посадки с трех различных высот (26, 39, 52 см)14. Ekenman et al. сообщили средний сорт 2 128 µstrain во время посадки от 45 см Высота13. Максимальная главных штамм от компьютерного моделирования были между 1160-1410 µstrain во время посадки с трех различных высот (26, 39, 52 см), которые были выше, чем те, которые сообщали Милгром et al. , но были ниже, чем сообщенные Ekenman и др. 13 , 14

Следующие причины могут способствовать с разницей в нагрузку между текущим и предыдущим исследованиями. Во-первых, демографические различия существуют между субъектов в этой и предыдущих исследований. Мы использовали субъект физически активных мужчин. Ekenman в исследовании приняли участие женщин тема13. Милгром в исследование включены мужчин и женщин и сообщили средний штаммов14. Во-вторых обувь может играть роль в различия в кости деформации. Ланьон et al. изучали влияние обувь на голени штаммов, они обнаружили, что ходьба и Бег босиком привели к большей штаммов, по сравнению с носить обувь12. Текущие исследования используется протокол босиком посадки, штамм значения, вычисленные были больше, чем те Милгром et al. исследование, в котором используется протокол посадки с14стандартных спортивная обувь. В-третьих изменения в посадке стратегия может также влиять большеберцовой кости деформации. В настоящем исследовании это было возможным, что предмет может выбрать стратегию как рост ствола сгибания помочь уменьшить воздействие, когда высота падения посадка увеличена. Эта стратегия может помочь защитить большеберцовой кости от больших штаммов. Милгром et al. также предложила возможные защитные стратегии, используемой его субъектов14. В-четвертых может быть небольшая разница в местах, где мониторинг большеберцовой кости деформации. Наши исследования были проанализированы деформации костей Антеро медиальный аспект середине голени вала. В Милгром et al., штаммы были записаны из медиальной региона середине голени вала14. Сагиттальная плоскость, изгибающего момента на голени во время посадки может привести к высокой максимальной главных штамм в местах вблизи передней регионах большеберцовых вала. Тем не менее наши штамм результаты, как представляется, быть сопоставимы с результатами предыдущих исследований и попадают в диапазоне напряжения (400-2200 µstrain) сообщил те в vivo исследований10,,1314.

Большеберцовых штамм значения, полученные из этого неинвазивная подход зависят от точности опорно модели. Кросс корреляции были выполнены для изучения экспериментальных совместных угол данных и моделирования данных на компьютере во время падения посадки. Сильный коэффициенты корреляции были найдены между экспериментально измеренные данные и компьютерных данных моделирования. Это означает, что предметно специфические модели, разработанной в этом исследовании разумно можно реплицировать падение посадки движения. Кроме того большеберцового штаммов, сообщили в этом исследовании были значительно ниже 3000 µstrain, который подтверждает предположение, полученных от других исследований, деформация костей голени линейной во время падения посадки14,15. Таким образом с данными расчетные деформации, находясь в диапазона линейной и отличные репликаций посадки моделей движения, мы пришли к выводу, что штамм данные, полученные из этого неинвазивного подхода были достаточно точны. Кроме того нынешнее исследование только работу одного предмета для изучения кости деформации во время падения посадки. Будущие исследования могли бы изучить ли доза ответ связь между падение посадка высот и деформаций костей голени с помощью большой выборки.

Значимость данного исследования является внедрение инновационных неинвазивный метод измерения деформации костей. Это неинвазивная подход устраняет ограничения, связанные с обычными в vivo Тензодатчики измерение, которое не может применяться к большой образец человека предметов. Кроме того текущий предложенного метода рассматриваются ограничения, связанные с сообщалось ранее неинвазивный метод16,17, который был влияние с помощью ограниченных данных кинематической водить моделирования и был только подходит для Изучение движения воздействия низких местах например, ходьба. Как стресс переломы голени остаются высокими в популяциях, спортивные и военные, важно изучить эффект высокого воздействия физической деятельности (например, бег, прыжки и резки) на ответы большеберцовой кости. Текущий инновационных неинвазивных подход, как представляется, подходящим решением для проведения этих исследований. Это позволит пролить свет на разработке адекватной физической подготовки протоколов для спортсменов и новобранцев уменьшить стресс травмы голени. Кроме того этот инновационный неинвазивный метод дает возможность оценить кости штаммов в других недоступных с реализованных датчиков, таких как бедра и ладьевидная кости.

Здесь необходимо принять важные вопросы, связанные с измерения деформации неинвазивные кости. Во-первых общей нижней части тела опорно модели создается на основе его возраста, пола, массы тела и высота тела с помощью базы данных GeBOD27. Экспериментально измеренная пространственного расположения совместных центров нижней части тела используются для уточнения опорно модели. По сравнению с общей моделью, этот подход моделирования конкретных представляет лучше опорно модели физической структуры личности. Будущие исследования могли бы рассмотреть вопрос о разработке опорно модели тела для верхней части тела движения во время многотельных динамического моделирования.

Во-вторых есть 45 мышцы, присвоенные каждой ногой в модели. Происхождение и вставки мышц являются анатомически определены27. Простой алгоритм замкнутого цикла используется для управления отдельными мышечной силы производства. В частности изменения мышц Длина истории во время динамического движения такие посадки записывается через обратной кинематической моделирования. Когда запускается вперед динамического моделирования, ПИД контроллер был назначен для каждой мышцы и используется для регулирования силы необходимых мышц для дублирования истории Длина мышцы, записанная ранее. Этот простой алгоритм замкнутой производит отличные результаты в репликации совместных кинематики. Однако этот подход не учитывает нейронных координации мышц с аналогичными функциями и не может объяснить со схватки с антагонистами. Будущей работы, возможно, с использованием модели на основе Хилл мышцы, которая состоит из активных сократительной элемента (CE) и пассивных упругого элемента (ПЭ). Модель на основе Хилл интегрирует мышечной силы скорость и силу длина отношения производить напряженности. Вычисляемые мышечной силы можно сравнить с ГРП данные для проверки.

В-третьих тематические голени модель создается от CT изображения представляют истинное геометрии костей голени под следствием. КТ является основным методом для получения истинной геометрии костей голени, другие методы обработки изображений, такие как магнитно-резонансная томография (МРТ) также может использоваться для создания модели конкретным голени. Кроме того текущий протокол моделирования предполагает свойство материала голени для изотропной. Значение универсального плотности 1.9E-6 кг/см3 и одного Юнга 17 ГПД назначаются для всех элементов голени FE. Будущие исследования может рассмотреть возможность получения значений плотности из всех регионов в голени. Это можно сделать путем внедрения калиброванной Фантом во время КТ. Плотность костей может затем быть рассчитываются на основе КТ в Hounsfield единиц. Модуль Юнга костной ткани может быть далее рассчитываются на основе плотности данных. Назначение предметно специфические свойства материала модели большеберцовых Фе даст более реалистичные кости штамм результаты посредством моделирования.

В-четвертых модального FE используется для вычисления кости штаммов. Во время этой модального анализа частотных вычисляются для соответствия механических нагрузок (линейных и угловых силы), введенных коленного и голеностопного суставов. Гибкие голени, представленному файлом МНС генерируется из модального анализа FE. Эта гибкая голени вводится к конкретным опорно модели для замены соответствующего жесткой голени. В ходе последующего прямого динамического моделирования количественно деформирования гибких голени на каждом шагу время. По сравнению с традиционными анализа FE, который вычисляет механические ответы объекта FE, состоящей из тысяч степеней свободы (тысячи элементов и узлов) на каждом шагу время движения, этот подход модального анализа сделок с гораздо меньше числа степени свободы в частотной области (например, 12 условий загрузки от коленного и голеностопного суставов). С подходом модального анализа время вычислений значительно уменьшается с несколько часов/дней до менее 1 ч для типичных моделирования. Помимо выгод потребляя меньше времени на компьютере модального анализа подход идеально подходит для вычисления небольшой деформации (< 10%), опытным путем жесткой структуры, такие как костной ткани.

Наконец преимущества текущего неинвазивная подход сообщалось ранее метод16,17 должна решаться здесь. A) нашей опорно модели изысканный обладают более точные нижней части тела совместных центров, которые производятся с помощью функциональной совместной оценки22. Однако предыдущий метод определяет совместные центры для модели на основе процедуры Plug-in походка21 с помощью с помощью ограниченное количество визуальных маркеров. B) Эта модель включает в себя 45 мышцы для каждой ноги, по сравнению с всего лишь 12 мышц, используемых в предыдущей модели. Увеличивая количество мышц ног в опорно модели позволит улучшить качество моделирования. C) во время обратной кинематической моделирование опорно модели определяется набор 34 визуальных маркеров, размещены на нижней части тела, что позволяет лучше дублирования фактического движения. В противоположность этому предыдущий подход использует только 16 маркеры для привода же моделирования, и это может ввести числовые ошибки для моделирования. D) во время прямого динамического моделирования реальной почвы воздействие силы применяются к этой опорно модели для моделирования движения. Тем не менее предыдущий метод не сможет включить сухопутных сил воздействия в симуляции. Без использования реального воздействия силы во время прямого динамического моделирования, предыдущий метод ограничен для изучения низкой результативности деятельности. Выше шаги, которые мы предпринимаем для повышения верности конкретным опорно модели, как представляется, быть успешным для изучения большеберцовой кости деформации во время движений человека. Помимо включения истинный сухопутных сил воздействия в симуляции окажется необходимым для изучения кости деформации во время высоких местах воздействие деятельности.

В заключение в естественных условиях деформации костей голени обычно измеряется метода колеи обычных пятно. Этот подход связан с ограничениями захватнический характер, меньшее количество добровольцев, мелких костей поверхность области анализируются, и т.д. новаторский подход занятых твердых тел, динамического моделирования с FE модального был предложен в этом исследовании количественно деформации голени во время падения посадки. Очевидно, что этот подход может рассмотреть ограничения, унаследованные от обычных Тензометрические измерения. Кроме того, как этот подход выгоды от использования реальные экспериментальные кинематической и кинетические данные, а также предметные опорно модели и гибкие голени для выполнения динамического моделирования и модального анализа FE, он представляет огромное улучшение в протокол исследования над сообщалось ранее метода. Таким образом этот неинвазивные подхода с использованием конкретных данных для динамического моделирования в сочетании с FE модального твердых тел может стать перспективным средством для изучения большеберцовой кости деформации во время динамического движения. Дальнейшие исследования могут использовать этот метод для изучения штаммов кости во время высокой воздействия мероприятий для большой когорты для изучения механизмов травм стресс переломов костей.

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Disclosures

Авторы заявляют, что они не имеют никаких финансовых интересов.

Acknowledgments

Департамент по армии #W81XWH-08-1-0587, #W81XWH-15-1-0006; Мяч государственного университета 2010 ASPiRE Грант.

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.

DOWNLOAD MATERIALS LIST

References

  1. Brukner, P., Bennell, K., Matheson, G. Stress fracture. Blackwell Science. Victoria, Australia. (1999).
  2. 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).
  3. 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).
  4. 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).
  5. 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).
  6. 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).
  7. 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).
  8. 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).
  9. 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).
  10. 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).
  11. 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).
  12. 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).
  13. 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).
  14. 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).
  15. 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).
  16. 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).
  17. 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).
  18. Johnson, M. A., Moradi, M. H., Crowe, J. PID control: new identification and design methods. Springer. New York. 543 (2005).
  19. Craig, R. R., Bampton, M. C. C. Coupling of substructures for dynamics analysis. American Institute of Aeronautics and Astronautics Journal. 6, 1313-1319 (1968).
  20. Wasfy, T. M., Noor, A. K. Computational strategies for flexible multibody systems. Appl Mech Rev. 56, 553-613 (2003).
  21. Kadaba, M. P., Ramakrishnan, H. k, Wootten, M. E. Measurement of lower extremity kinematics during level walking. J Orthop Res. 8, 383-392 (1990).
  22. Schwartz, M. H., Rozumalski, A. A new method for estimating joint parameters from motion data. J Biomech. 38, 107-116 (2005).
  23. 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).
  24. 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).
  25. 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).
  26. 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).
  27. Lifemodeler, I. Lifemod Manual. Lifemodeler Inc. San Clemente, CA. (2010).
Предметно специфические опорно-модель для изучения кости деформации во время динамического движения
Play Video
PDF DOI DOWNLOAD MATERIALS LIST

Cite this Article

Wang, H., Dueball, S. Subject-specific Musculoskeletal Model for Studying Bone Strain During Dynamic Motion. J. Vis. Exp. (134), e56759, doi:10.3791/56759 (2018).More

Wang, H., Dueball, S. Subject-specific Musculoskeletal Model for Studying Bone Strain During Dynamic Motion. J. Vis. Exp. (134), e56759, doi:10.3791/56759 (2018).

Less
Copy Citation Download Citation Reprints and Permissions
View Video

Get cutting-edge science videos from JoVE sent straight to your inbox every month.

Waiting X
Simple Hit Counter