Summary
Durante o pouso, parte inferior do corpo ossos grandes cargas mecânicas de experiência e são deformados. É essencial para medir a deformação do osso para melhor compreender os mecanismos de lesões por esforço ósseo associados a impactos. Uma nova abordagem de integração de modelagem osteomuscular assunto específico e análise de elementos finitos é usada para medir a tensão da tíbia durante os movimentos dinâmicos.
Abstract
Lesões por esforço óssea são comuns em esportes e treinamentos militares. Forças de impacto repetitivo terrestres grandes durante o treinamento poderiam ser a causa. É essencial para determinar o efeito de alto impacto forças na deformação do osso da parte inferior do corpo, para melhor compreender os mecanismos das lesões de estresse do osso. Medição do calibre de tensão convencional tem sido usada para estudar na vivo deformação de tíbia. Este método está associado com limitações, incluindo capacidade de invasão do procedimento, o envolvimento de alguns seres humanos e dados limitados de tensão de áreas de superfície de pequeno osso. O presente estudo pretende introduzir uma nova abordagem para estudar a estirpe de osso tíbia sob condições de carga de alto impacto. Um modelo músculo-esquelético assunto específico foi criado para representar um macho saudável (19 anos, 80 kg, 1.800 mm). Um modelo de tíbia de elementos finitos flexível foi criado com base em um exame de tomografia computadorizada (CT) da tíbia direita do sujeito. Captura de movimento de laboratório foi realizada para obter cinemática e chão forças de reação do gota-desembarques de alturas diferentes (26, 39, 52 cm). Multicorpos simulações dinâmicas combinadas com uma análise modal da tíbia flexível foram realizadas para quantificar a estirpe da tíbia durante a queda-pousos. Dados de tensão calculada tíbia eram bom de acordo com estudos anteriores em vivo . É evidente que esta abordagem não-invasivo pode ser aplicada para estudar a estirpe de osso tíbia durante atividades de alto impacto para uma grande coorte, que levará a uma melhor compreensão do mecanismo de lesão das fraturas de estresse de tíbia.
Introduction
Lesões por esforço ósseo, tais como fraturas por estresse, são lesões de uso excessivo de graves que exigem longos períodos de recuperação e incorrer em custos médicos significativos1,2. As fraturas por estresse são comuns tanto em populações atléticas e militares. Entre todos os desportos relacionados com lesões, fraturas por estresse representam 10% do total3. Em particular, os atletas faixa enfrentam uma maior taxa de lesões em 20%4. Soldados também experimentam uma alta taxa de fraturas de estresse. Por exemplo, uma taxa de 6% de lesão foi relatada para o exército dos EUA1 e uma taxa de 31% de lesões foi relatada no exército israelense5. Entre todas as fraturas de stress relatadas, fratura de estresse da tíbia é a mais comum um6,7,8.
Esportes e treinamentos físicos com um maior risco de fratura de estresse da tíbia estão normalmente associados a impactos de terras altas (por exemplo, saltar, desembarque e corte). Durante a locomoção, uma força de impacto do solo é aplicada ao corpo quando o pé entra em contato com o chão. Esta força de impacto é dissipada pelo sistema músculo-esquelético e calçado. O sistema esquelético serve como uma série de alavancas, permitindo que os músculos de aplicar forças para absorver o impacto de chão9. Quando os músculos da perna adequadamente não podem reduzir o impacto do solo, os ossos da parte inferior do corpo devem absorver a força residual. Estrutura óssea irá experimentar deformação durante este processo. Absorção repetitiva da força de impacto residual pode resultar em microdamages no osso, que se acumulam e se tornar fraturas por estresse. Até à data, informações relacionadas ao osso reação às forças de impacto externo do chão é limitada. É importante estudar como o osso da tíbia responde à carga mecânica introduzida pelas forças de alto impacto durante os movimentos dinâmicos. Análise de deformação de osso tíbia durante atividades de alto impacto pode levar a uma melhor compreensão do mecanismo de fratura de estresse da tíbia.
Técnicas convencionais utilizadas para medir o osso deformação na vivo dependem instrumentado extensómetros10,11,12,13,14,15. Procedimentos cirúrgicos são necessários para implantar extensómetros na superfície óssea. Devido à natureza invasiva, estudos em vivo são limitados por uma pequena amostra dos voluntários. Além disso, o calibre de tensão só pode monitorar uma pequena região da superfície do osso. Recentemente, um método não-invasivo utilizando simulação de computador para analisar a deformação do osso foi introduzido16,17. Esta metodologia permite a habilidade de combinar modelagem osteomuscular e simulações computacionais para estudar a estirpe de osso durante o movimento humano.
Um modelo músculo-esquelético é representado por um esqueleto e músculos esqueléticos. O esqueleto é composto por segmentos ósseos, que são corpos rígidos ou não deformável. Os músculos esqueléticos são modelados como controladores usando o algoritmo de progressivo-integral-Derivativo (PID). O controle PID do três-termo usa erros na estimativa para melhorar a precisão de saída18. Em essência, controladores PID, representando os músculos tentam duplicar os movimentos do corpo através do desenvolvimento de forças necessárias para produzir mudanças de comprimento dos músculos ao longo do tempo. O controlador PID usa o erro na curva comprimento/tempo para modificar a força para a reprodução do movimento. Este processo de simulação cria uma solução viável para coordenar todos os músculos a trabalhar juntos para mover o esqueleto e produzir o movimento do corpo.
Um ou mais segmentos do esqueleto do modelo músculo-esquelético podem ser modelados como corpos flexíveis para permitir a medição da deformação. Por exemplo, o osso da tíbia pode ser dividido em um número finito de elementos, que consiste de milhares de elementos e de nós. O efeito de carregamento mecânico na tíbia flexível pode ser examinado através da análise de elementos finitos (FE). A análise de FE calcula a resposta de carregamento de elementos individuais ao longo do tempo. Como o número de elementos e nós de aumento de osso, irá aumentar significativamente o tempo de computação da análise de FE.
Para reduzir o custo computacional com avaliação exata da deformação dos corpos flexíveis, análise modal FE foi desenvolvido e usado dentro da indústria automotiva e aeroespacial19,20. Em vez de analisar respostas dos elementos individuais do FE a carga mecânica no domínio do tempo, esse procedimento avalia respostas mecânicas do objeto, com base em diferentes frequências vibracionais no domínio da frequência. Esse método resulta em uma redução significativa no tempo de computação, proporcionando uma medição precisa de deformação20. Embora a análise modal de FE tem sido amplamente utilizada para estudar a fadiga mecânica nas áreas automotivas e aeroespaciais, a aplicação deste método tem sido muito limitada em ciência do movimento humano. Et al. Al Nazer, usado uma análise modal de FE para examinar a deformação da tíbia durante a marcha humana e relatou incentivando resultados16,17. No entanto, seu método foi muito afetado usando apenas dados limitados de cinemáticos de uma experiência para dirigir as simulações de computador; Não havia nenhuma real forças de impacto utilizadas para auxiliar as simulações. Esta abordagem pode ser razoável para estudar propostas de lenta de baixo impacto como caminhar, mas não é uma solução viável para o estudo de movimentos de alto impacto. Assim, a fim de examinar as reações do osso da parte inferior do corpo durante atividades dinâmicas de alto impacto, é essencial desenvolver uma abordagem inovadora para resolver as limitações associadas com o método relatado anteriormente. Especificamente, um método utilizando dados precisos de cinemáticos experimentais e real forças de impacto terrestres devem ser desenvolvidas. Portanto, o objetivo deste estudo foi desenvolver um modelo músculo-esquelético de assunto específico para realizar simulações dinâmicas Multicorpos com análise modal de FE para examinar a tensão da tíbia durante atividades de alto impacto. Um movimento dinâmico de alto impacto representado pela gota-desembarques de diferentes alturas foi selecionado para o método de ensaio.
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Protocol
O experimento foi conduzido no âmbito da declaração de Helsinki. Antes da coleta de dados, o sujeito revisto e assinado o formulário de consentimento aprovado pelo Conselho de revisão institucional de Universidade antes de participar no estudo.
1. CT Imaging protocolo
- Leve o participante para uma instalação onde encontra-se uma tomografia. Antes a tomografia computadorizada, configurar a máquina de tomografia com os seguintes parâmetros: espessura da fatia CT de 0,625 mm, CT campo de visão de 15 cm x 15 cm e auto configuração para parâmetros de quilo-tensão máxima (kVp) e o miliampère-segundos (mAs) usando o algoritmo de máquina.
- Pergunta o participante a mentir sobre uma mesa que desliza dentro de um anel em que o scanner CT. Pergunta o participante a permanecer imóvel durante a tomografia computadorizada. Varredura de cada perna separadamente do calcâneo através da extremidade distal do fêmur.
- Após a conclusão do CT scan, exporte as imagens de CT em uma imagem digital e comunicações em formato de medicina (DICOM). Escolha um tamanho de imagem de 512 x 512 pixels (escala de cinza).
Nota: O protocolo da imagem latente de CT normalmente dura menos de 1h. A dose de radiação é mínima. Ele não apresenta nenhum risco maior do que o que encontrei durante procedimentos médicos de raios-x normais.
2. protocolo de medição antropométricos
- Durante a visita de laboratório, antes da captura de movimento, medir a massa do corpo do participante (kg), estatura (mm), distância entre o anterior-superior espinha ilíaca (ASISs) (mm), comprimento da perna (mm), largura de articulação de joelho (mm) e largura das juntas do tornozelo (mm).
- Inter de medição de distância ASIS: usar um paquímetro para medir a distância linear entre o ASIS esquerda e direita ASIS.
- Medição de comprimento de perna: uso de uma fita de medida para medir a distância linear a ASIS e maléolo medial para ambas as pernas.
- Medição da largura das juntas de joelho: usar um paquímetro para medir a distância linear entre o epicôndilo lateral e medial do fêmur para ambos os joelhos.
- Medição de largura das juntas do tornozelo: usar um paquímetro para medir a distância linear entre os maléolos lateral e medial para ambas as pernas.
Nota: A inter ASIS distância, largura de perna comprimento, joelho e tornozelo são usados para construir um modelo de objecto em um software de biomecânica (ver Tabela de materiais) para a realização de cálculos de cinemáticos e cinéticos.
3. protocolo de captura de movimento
Nota: Consulte a Tabela de materiais para todos os softwares e ferramentas usadas.
- Colocação de marcadores reflexivos
- Coloque marcadores refletivos-14mm no corpo do participante para os seguintes pontos anatômicos ósseos: processos de acrômio, articulações esternoclavicular, base do esterno, processo posterior do 10th vértebras torácicas, ASISs, póstero-superior ilíaca espinhos (PSISs), 1,5 cm acima das linhas de conjunto lateral do joelho, 1,5 cm acima das linhas de articulação de joelho medial, lateral maléolos, maléolos medial, posteriores saltos, bases dos metatarsos segundo e bases dos metatarsos quinto.
- Coloque os pratos de plástico semi-rígido com clusters de 4-marcador nas coxas e canelas, respectivamente.
Nota: Para um melhor resultado de captura de movimento, o participante é aconselhável estar descalço e desgastar a roupa colante. Além disso, o procedimento de colocação do marcador segue um protocolo modificado de "Plug-in-marcha"21. Um total de 39 marcadores reflexivos são utilizados para a captura de movimento e 34 deles estão ligados a parte inferior do corpo.
- Instrua o participante a aquecer por andar em uma esteira motorizada em uma velocidade auto-selecionada por 5 min.
- Calibração do espaço do quarto para o procedimento de captura de movimento
- Ligue o sistema de captura de movimento (12 câmaras de infravermelhos de alta velocidade) e dois forçar as placas. Abra um programa de software de captura de movimento. Dentro da janela principal do programa, abra o painel de 'Recursos'. Clique na guia "Sistema" configurar a frequência de câmera a 200 Hz e forçar a 2.000 Hz frequência indicada na placa.
- Dentro da janela principal do programa, abra o painel 'Ferramentas'. Clique no botão "Preparação do sistema". Clique em "Calibrar câmeras". Clique em "Iniciar". Pergunte a uma equipe de pesquisa para uma varinha de calibração standard 5-marcador para executar uma calibração dinâmica dentro do espaço da sala onde os movimentos de queda-desembarque devem ser executadas. Clique em "Stop" após 5 s de dados varinha foram adquiridas.
- Coloque a varinha de calibração no chão para alinhar-se com um canto de uma placa de força com a finalidade de especificar um local de referência (origem) para o espaço calibrado. Clique em "Definir Volume origem" dentro do painel de ferramentas de 'preparação do sistema '.
- Preparação de participante no programa de software de captura de movimento
- Dentro da janela principal do programa, abra o painel de 'Recursos'. Clique na guia "Assunto", clique no botão "Criar um novo objecto de um esqueleto de rotulagem". Selecione um modelo de rotulagem de uma lista de arquivos de modelo fornecido.
- Na janela 'Propriedades', digite o nome do sujeito e os valores de massa corporal (kg) altura (mm), distância inter-ASIS (mm), comprimento da perna esquerda e direita (mm), largura do joelho esquerdo e direito (mm) e largura do tornozelo esquerdo e direito (mm). No painel 'Assunto recursos', botão direito do mouse o nome do assunto e clique em "Salvar tema".
- Gravar uma pose de calibração estática do corpo
- Pergunta o participante a ficar imóvel no meio da sala calibrada com pés largura do ombro distante enquanto estendendo as extremidades superiores lateralmente para que todos os marcadores reflexivos sobre o corpo são bem expostos para câmeras.
- Na janela principal do programa, abra o painel de ferramentas. Clique na guia "Preparação do assunto". Na seção assunto capturar, clique em "Start" para gravar um movimento 3-s teste para ser a calibração estática experimental.
- Procedimento de determinação de centros de articulação funcionais
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Centro de articulação funcional do quadril
- Perguntar ao participante para ficar com uma perna e estender totalmente a outra perna ligeiramente para a frente. Instruir o participante a mover a perna estendida ao redor da articulação do quadril na seguinte sequência: mover anteriormente e retornar ao neutro, mover anterior-lateralmente e retornar ao neutro, deslocar-se lateralmente e retornar ao neutro, deslocar-se póstero-lateralmente e retorne a neutro, mover-se posteriormente e retornar ao neutro e um movimento de circundução.
- Dentro da janela principal do programa, abra o painel 'Ferramentas', clique na guia "Captura". Na seção de captura, clique em "Start" para gravar um julgamento de movimento para cada movimento funcional do quadril.
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Centro de articulação funcional do joelho
- Pergunta o participante a estar com uma perna e manter uma 30° hiperextensão de quadril da outra perna. Instrua o participante a realizar uma flexão do joelho de 45° com a perna não-peso-rolamento por 5 vezes.
- Na seção 'Captura' do painel 'Ferramentas', clique em "Start" para gravar um julgamento de movimento para cada movimento funcional do joelho.
Nota: Para detalhes do procedimento de articulação funcional, por favor consulte Schwarz, et al 22
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Centro de articulação funcional do quadril
- Captura de movimento de movimentos de queda-desembarque
- Randomize a ordem de usar três diferentes alturas de queda-pouso (26 cm, 39 cm e 52 cm)14.
- Lugar a altura ajustada caixa de madeira com uma superfície superior de 50 x 50 cm2 no chão coberto por um tapete de borracha. Caixa de madeira é 11 cm das bordas das placas de força. Pergunte ao participante repousar sobre a superfície da caixa.
- Instrua o participante a estender o seu pé dominante diretamente na frente da caixa e deslocar seu peso para a frente e cai fora da caixa. Pergunta o participante a terra com os dois pés no chão ao mesmo tempo com cada pé sobre uma placa separada.
- Pergunta o participante para continuar de pé até a captura de movimento do julgamento seja concluída. Repita a movimento captura três vezes para coletar três ensaios de movimento para cada altura.
- Processamento de dados de captura de movimento
- Abra um programa de software de captura de movimento. Dentro da janela principal do programa, vá para o painel de 'Comunicações'. Clique na guia "Gerenciamento de dados", selecione um dos ensaios gravados movimento e abri-lo no programa.
- No painel 'Ferramentas', clique na guia "Pipeline". Na lista de 'Pipeline atual', selecione o pipeline "Reconstruir". Clique no botão "Executar" para iniciar o processo de reconstrução para obter trajetórias de três dimensões (3D) de marcadores reflexivos.
- No painel 'Ferramentas', clique na guia "Label/Editar". Na seção 'Rotulagem Manual', selecione os nomes individuais de marcador e rotular as trajetórias 3D correspondentes. Clique em "Save" botão da barra de ferramentas quando a rotulagem for concluído.
- No painel 'Ferramentas', clique na guia "Pipeline". Na seção 'Operações disponíveis', selecione "Arquivo de exportação". Clique duas vezes em "Exportação C3D pipeline". Clique no botão "Executar" para exportar o julgamento de movimento transformados em um arquivo em um formato de (C3D) coordenado tridimensional.
- Análise biomecânica dos dados de captura de movimento
- Abra um programa de software de biomecânica para processo ainda mais os dados de captura de movimento. No menu superior, clique em "Arquivo" e clique no botão "Adicionar/abrir". Selecione os arquivos raw de C3D para importar para o programa de software de biomecânica.
- No menu superior, clique em "Modelo". Clique em "criar (Adicionar arquivo de calibração estática)". O submenu, selecione "Modelo híbrido de C3DFile". Selecione e abra o arquivo de C3D calibração estática.
- No menu superior, clique em "Modelo". Na lista suspensa, clique em "Aplicar modelo modelo". Selecione e abra um arquivo de modelo de modelo. Clique na guia "Modelos" na barra de ferramentas. Clique na guia "Assunto dados / métricas". Dentro da janela de 'Dados de assunto', modifica os valores de 'Massa' e 'Altura' para fazer o modelo assunto específico.
- Clique na guia "Modelos" na barra de ferramentas. Clique no botão "Modelo Builder avançado pós-tratamento" da barra de menu superior. Na janela pop-up do "modelo Builder Advanced Post Processing", clique na guia "Articulações funcionais" selecione "Adicionar Motion arquivo de espaço de trabalho".
- Selecione os arquivos do centro de articulação funcional C3D. Destaca um arquivo importado de articulação funcional. Destaca uma articulação funcional correspondente no arquivo. Use o "Conjunto iniciar quadro a quadro atual" e "Set END Frame para quadro atual" para selecionar as partes apropriadas da proposta experimental. Clique no botão "Calcular Marcos verificado". Repita este processo para calcular a outros centros de articulação funcionais para refinar o modelo esquelético.
- Clique no botão "Modelo" na barra de menu superior. Selecione "Atribuir modelo para arquivos de movimento". Na janela pop-up da "atribuir modelos de dados de movimento", aplica o modelo de esqueleto de assunto específico para todos os ensaios de movimento.
- Clique no botão de "Pipeline" da barra de ferramentas. Na janela pop-up do Workshop"Pipeline", clique no botão "Open Pipeline". Selecione o Pipeline de alvos"filtragem". Clique no botão "Executar Pipeline" para executar um filtro Butterworth passa-baixa de quarta ordem com frequência de corte de 10 Hz em 3D trajetórias de testes de captura de movimento.
- Clique no botão de "Pipeline" da barra de ferramentas. Na janela pop-up do Workshop"Pipeline", clique no botão "Open Pipeline". Selecione o Pipeline de forças"filtragem". Clique no botão "Executar Pipeline" para executar um filtro Butterworth passa-baixa de quarta ordem com frequência de corte de 60 Hz em forças de reação do solo dos julgamentos de captura de movimento.
- Clique no botão "Configurações" da barra de menu superior. Coloque marcas de seleção ao lado de "Uso processados Analogs para chão reação força cálculos" e "Uso processados alvos para modelo/segmento/LinkModelBased itens".
- Clique no botão de "Pipeline" da barra de ferramentas. Na janela pop-up do Workshop"Pipeline", clique no botão "Open Pipeline". Selecione o pipeline "Modelo com base em cálculo". Clique no botão "Executar Pipeline" para executar cálculos de cinética e cinemática conjunta de parte inferior do corpo.
- Clique no botão de "Pipeline" da barra de ferramentas. Na janela pop-up do Workshop"Pipeline", clique no botão "Open Pipeline". Selecione "Exportar coordenadas C3D" pipeline. Clique no botão "Executar Pipeline" para exportar as coordenadas 3D processadas da parte inferior do corpo de marcadores visuais em um arquivo de C3D.
- Clique no botão de "Pipeline" da barra de ferramentas. Na janela pop-up do Workshop"Pipeline", clique no botão "Open Pipeline". Selecione o pipeline "Exportar forças de reação do solo". Clique no botão "Executar Pipeline" para exportar a reação de terreno 3D processados as forças em um arquivo binário (extensão de arquivo: esteira).
Nota: Para preservar os picos de alto impacto durante os desembarques, uma frequência de corte de 60 Hz é usada para filtrar a terra crua reação força dados23.
- Preparar dados de captura de movimento para simulações de computador
- Abra um software de programação de computador. Importe o arquivo de dados filtrado C3D e arquivo de dados MAT.
- Exporte um arquivo de texto que contém as coordenadas do centro comum de parte inferior do corpo. Converter o arquivo de dados C3D e arquivo de dados MAT em arquivos de texto (extensão de arquivo: slf) para ser usado por um programa de simulação dinâmica de Multicorpos.
4. assunto específico do procedimento de modelagem
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Criando a parte inferior do corpo esquelético modelo
- Abra o programa de software de simulação dinâmica com o corpo humano modelagem plug-in instalado Multicorpos. Durante este processo, o corpo humano modelagem módulo plug-in é aberto automaticamente. Dentro da tela, clique duas vezes no ícone de "Novo modelo" para abrir o modelo de construção de painel de controle.
- Dentro do painel principal de modelagem, na seção "Biblioteca de banco de dados antropométricos", escolha o corpo genérico (GeBOD) da lista drop-down. Dentro do painel principal de modelagem, especificar a massa corporal (kg), estatura (mm), sexo e idade (meses).
- Dentro do painel principal de modelagem, na seção "Configuração do corpo", clique no botão de rádio "Parte inferior do corpo". Da lista drop-down "Unidades", selecione "Milímetro quilograma Newton". Dentro do painel principal de modelagem, clique no botão "Aplicar" na seção "Criar tabela de medição de corpo" para aceitar as medidas do corpo. Continue a clicar no botão "Aplicar" na seção "Criar segmentos humano" para criar um modelo de base esquelético parte inferior do corpo.
Nota: Este modelo é dimensionado com base na altura do indivíduo, massa, idade e sexo. O modelo consiste de sete segmentos: uma bacia, duas coxas, duas hastes e dois pés (Figura 1). Todos os segmentos são modelados como corpos rígidos.
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Modelagem de articulações da parte inferior do corpo
- Dentro do painel principal de modelagem, de lista drop-down menu principal, selecione "Articulações" para abrir o painel de configuração comuns.
- Dentro do painel de configuração comum, na seção de "Elementos de rotação conjunta", clique no botão ao lado "Preparar modelo com gravação articulações". Na seção "Mola amortecedores e conjunto limites Propriedades", insira os seguintes parâmetros: rigidez articular Nominal do Nmm/1º, amortecimento conjunta Nominal de 0.1 Nmm∙s / °, rigidez articular e parar de 3.38E7 Nmm / °. Continue a selecionar "Perna esquerda" e "Perna direita", verificando os botões de rádio ao lado dos nomes. Clique no botão "Aplicar" para aceitar as configurações comuns.
- Dentro do painel principal de modelagem, na lista suspensa do menu principal, selecione "Workflow". Na lista suspensa do sub menu, selecione "Marcha" e "Calibrar". Na seção de "Conjunta de centro de dados", insira o arquivo do centro comum de parte inferior do corpo do participante.
- Clique no botão "Load" para importar os dados para modificar a localização dos centros de articulação. Na seção "Carga estática experimental", insira o julgamento de captura de movimento de calibração estática (no formato de arquivo slf, geração descrita em etapas 3.8-3.10). Clique no botão "Load" para importar o arquivo para parametrizar o modelo esquelético da parte inferior do corpo.
Nota: Por padrão, as articulações do quadril são configuradas como articulações esféricas com três graus de liberdade, articulações de joelho são configuradas como palmas juntas com um grau de liberdade e as articulações do tornozelo são configuradas como cardans com dois graus de liberdade.
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Músculos esqueléticos de modelagem
- Dentro do painel principal de modelagem, de lista drop-down do menu principal, selecione "Tecidos moles". Na lista suspensa do sub menu, selecione "Criar Base de tecido conjunto". Na seção de "Elementos CONTRÁTEIS do músculo", clique em "Preparar o modelo com gravação músculo elementos".
- Na seção "Propriedades globais de músculo elemento gravação", clique no botão de rádio "Atualizado 45 músculo do Set de".
- Na seção "Propriedades globais de músculo elemento gravação", aceitar as seguintes configurações padrão para as propriedades do músculo: rigidez passiva de 0.4448 N/mm, passivo de amortecimento de 1,75 E-2 Ns/mm, músculo descansando carga de 0.4448 s. seleção de botões de opção de "Perna esquerda" e "Perna direita" para atribuições de músculo. Clique no botão "Aplicar" para aceitar as configurações.
Nota: O conjunto de músculo da perna a 45 inclui os seguintes músculos: adutor curto, adutor longo, adutor Magno (três grupos), cabeça longa do bíceps femoral, cabeça curta do bíceps femoral, Extensor dos dedos, Extensor do hálux, Flexor dos dedos, Flexor do hálux, Gastrocnêmio, Gemellus, glúteo máximo (três grupos), glúteo mídias (três grupos), glúteo Minimis (três grupos), Gracilis, isquiotibiais, ilíaco, gastrocnêmio Lateral, gastrocnêmio Medial, pectíneo, Peroneus Brevis, Peroneus Longus, fibular Tertius, piriforme, Psoas, quadríceps da coxa, músculo reto Femoris, Sartorius, semimembranáceo, semitendíneo, sóleo, Tensor da fáscia lata, tibial Anterior, tibial Posterior, Vastus Intermedius, vasto lateral, vasto medial.
5. simulações de dinâmica multi-corpo
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Realizando simulação cinemática inversa
- Dentro do painel principal de modelagem, na lista suspensa do menu principal, selecione "Workflow". Na lista suspensa do sub menu, selecione "Marcha" e "Julgamento". Na seção "Dados de testes dinâmicos", digite o nome do arquivo de um processo de captura de movimento dinâmico (no formato de arquivo slf) e clique no botão "Load" para importar os dados. Continue a entrar a correspondente força de reação do solo dados do arquivo (em formato de arquivo slf) e clique no botão "Load" para importar os dados.
- Dentro do painel principal de modelagem, de lista drop-down do menu principal, selecione "_Analyze". Execute a análise Reparametrizar para ajustar a postura de modelo para combinar com a postura no início do ensaio dinâmico.
- Abra o painel de simulação. Desabilite os efeitos da gravidade e chão forças de reação. Escolha o julgamento de todo movimento como o comprimento da simulação.
- Especifica um passo de tempo de simulação de 100 passos/s. executar uma simulação cinemática inversa, impulsionada pelos dados de captura de movimento. Salve a análise de simulação cinemática inversa.
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Criando um agente de rastreador de movimento
- Abra o painel de criação de agente Motion Tracker. Aceite o nome de caminho padrão: MA_Track.
- Defina a rigidez translacional e rotacional rigidez como 10 N/mm e 1.000 Nmm / °, respectivamente. Defina o amortecimento translacional e rotacional de amortecimento como Ns/10mm e 1.000 Nmms / °, respectivamente. Defina todos os translacionais e rotacionais graus de liberdade como impulsionada.
- Nota. Como apenas o parte inferior do corpo modelo é usado para a simulação dinâmica para a frente, um rastreador de movimento é necessário conta para a instabilidade devido à falta de movimento da parte superior do corpo.
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Músculos das pernas de treinamento
- Abra o painel de configuração de tecidos moles. Escolha simples de circuito fechado para o modelo de músculo. Definir os seguintes parâmetros para o modelo muscular: ganho proporcional de 1.0E6, ganho Integral de 1.0E6 e ganho de derivado de 1.0E4.
- Selecione a análise de simulação cinemática inversa para ser o alvo do treinamento muscular. Aplica o treinamento muscular.
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Importando uma tíbia flexível
- Abra o painel de importação de corpo flexível. Execute o mapeamento de alinhamento com três conhecidos fabricantes e seus nós correspondentes na superfície da tíbia flexível.
- Escolha a tíbia rígida a ser substituído pela tíbia flexível. Selecione o arquivo MNF representando a tíbia flexível. Selecione o arquivo de mapeamento músculo acessório para recolocar a tíbia flexível, os músculos das pernas. Importe a tíbia flexível para o modelo músculo-esquelético.
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Realizando Simulação dinâmica para a frente com a tíbia flexível no lugar
- Abra o painel de simulação. Habilite os efeitos da gravidade e chão forças de reação. Desabilite os efeitos dos agentes do movimento.
- Optar por executar a simulação para o comprimento do movimento todo julgamento. Defina passo tempo de simulação de 100 passos/s. executar uma simulação dinâmica frente impulsionada pelos músculos treinados. Salve a análise dinâmica para a frente.
6. criação de um modelo flexível de Tibia
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Criando um modelo de malha de superfície 3D
- Abra um programa de processamento de imagem. Fatias de CT de importação no formato DICOM. Crie uma máscara usando o método de crescimento de região para separar os tecidos moles circundantes ao tecido ósseo.
- Busca por fatias de CT, onde a tíbia e a fíbula são conectados. Separe a tíbia e a fíbula apagando a máscara ao longo a conjunção dos dois ossos.
- Crie uma segunda máscara usando o método de cultivo da região para incluir apenas o osso da tíbia. Passe as fatias de CT para descobrir as cavidades existentes na máscara de tíbia. Encha as cavidades da máscara. Crie um objeto de tíbia 3D baseado na máscara da tíbia. Exporte o objeto 3D tíbia como um arquivo no formato de intercâmbio de desenho (DXF).
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Criando um modelo de tíbia de elementos finitos
- Abra um programa de software de análise de FE. Importe o arquivo de modelo de tíbia 3D com a extensão DXF.
- Execute o comando Sweep para remover elementos duplicados e linfáticos. Executar o comando de Volume de malha para criar um modelo de tíbia FE com elementos sextavados de 3 mm x 3 mm x 3 mm. atribuir as seguintes propriedades de material para todos os elementos: módulo de Young de 17 GPa, relação de Poisson de 0.3 e densidade do 1.9E-6 Kg/cm3.
Nota: Propriedades do Material são atribuídas a cada elemento com a suposição de que o tecido ósseo é isotrópico dentro das escalas de tensão vivida por osso durante movimentos dinâmicos24,25,26.
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Criando um modelo flexível de tíbia
- Dentro do painel de controle principal, clique na guia "Geometria & Mesh" Select "geometria & Mesh". Em "Geometria & Mesh" janela pop-up, na seção de "Malha", clique em "Adicionar nós" para criar dois novos nós para representar os centros das articulações do joelho e tornozelo.
- No painel de controle principal, clique na guia "Links" Selecione RBE2. Na janela pop-up do RBE2, crie conexões de ligação do tipo elemento de corpo rígido 2 (RBE2) entre os nós conjuntas e gânglios superficiais nas superfícies de joelho e tornozelo.
- No painel de controle principal, clique na guia "Condições de contorno". Na seção "Condições de contorno", clique no botão "New". Selecione "Nós DOF_Set". Na janela pop-up "Propriedades de condição de contorno", crie uma condição de contorno, atribuindo a seis graus de liberdade para cada um dos dois nós conjuntas RBE2.
- No painel de controle principal, clique na guia "Loadcases". Na seção "Loadcases", clique em "Novo", selecione "Adams Craig-Bampton"19. Na janela pop-up "Loadcase Propriedades", clique em "Set DOF-nós". Selecione o dofset_nodes criado na etapa acima.
- No painel de controle principal, clique na guia "Trabalhos". Na seção "Empregos", clique em "Novo". Selecione "Estrutural". Na janela "Propriedades do trabalho" pop-up, selecione o loadcase criado na etapa anterior. Clique no botão "Resultados do trabalho". Na janela pop-up "Resultados", selecione "Stress" e "Tensão". Selecione também "Quilograma" para a missa, "Newton" para força, "Mm" de comprimento e "Segundo" por tempo. Clique no botão "Executar".
- Na janela pop-up "Executar trabalho", clique no botão "Enviar" para enviar o trabalho para uma simulação de FE e criar o arquivo neutro modal (MNF) do tibia16.
7. tensão análises de dados
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Exportar dados de deformação do osso
- Abra o processador de post do programa de simulação de Multicorpos. Carrega o programa plug-in de durabilidade.
- Abra a simulação com a tíbia flexível clicando no nome de simulação. Exporte a máximos e mínimas tensões principais e tensão de cisalhamento máxima de nós representando o aspecto ântero-medial da diáfise tibial médio.
-
Processamento de dados brutos estirpe
- Abra um software para processamento de dados de programação de computador. Importar dados de estirpe cru. Aplica um filtro de Butterworth passa-baixa ordem quarto para os dados brutos com uma frequência de corte de 15 Hz.
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Representative Results
Um saudável caucasiano (19 anos, altura 1.800 mm, massa 80 kg) ofereceu-se para o estudo. Antes da coleta de dados, o sujeito revisto e assinado o formulário de consentimento aprovado pelo Conselho de revisão institucional de Universidade antes de participar no estudo. O experimento foi conduzido no âmbito da declaração de Helsinki. A experiência foi realizada com base no protocolo a seguir.
A fim de verificar a precisão da simulação dinâmica para a frente, parte inferior do corpo ângulos articulares de simulação foram comparados com os ângulos articulares correspondentes, medidos a partir dos dados de captura de movimento processados por um programa de análise biomecânica. Um software de análise estatística foi utilizado para calcular os coeficientes de correlação cruzada das comparações. O cálculo de correlação cruzada permitiu 10 GAL em direções positivas e negativas. Cada GAL correspondeu a um passo de tempo na simulação dinâmica para a frente (0,01 s). Os coeficientes de correlação cruzada máximos foram identificados.
Inspeção visual da Figura 2, Figura 3e Figura 4 demonstra as semelhanças entre os ângulos articulares, produzidos com os dados experimentais e com os dados da simulação. Coeficientes de correlação cruzada fortes foram encontrados entre os ângulos articulares experimentais e simulação no lag zero (tabela 1).
As tensões de pico na região ântero-medial do eixo médio da tíbia durante o pouso de três alturas diferentes são apresentadas na tabela 2. Entre as três pouso alturas, a 52 cm desembarque condição demonstrou o maior pico máximo principal, principal mínima de pico e tensões de cisalhamento máxima de pico. Além disso, observou-se que, como a altura de queda aumentada, as estirpes principais pico máximo aumentadas.
Figura 1: modelo de músculo-esquelético de assunto específico criado no presente estudo. Este modelo músculo-esquelético do corpo inferior inclui seis segmentos rígidos (pelve, fêmures esquerdos e direito, tíbia esquerda e pés esquerdos e direito) e um flexível tíbia (tíbia). 90 músculos da perna são anexados ao modelo. Para efeito de visualização, cada músculo é representado por uma linha de cor coral. Centros de articulação são representados por bolas azuis luz para bolas de corpo e roxo inferiores direito para esquerdo parte inferior do corpo. Clique aqui para ver uma versão maior desta figura.
Figura 2: mista comparações de ângulo (em graus) entre dados de captura de movimento experimental e simulação para gota-pouso de 26 cm de altura. As linhas contínuas representam ângulos articulares calculados com dados de captura de movimento experimental. Linhas pontilhadas representam os ângulos articulares produzidos pelos dados da simulação dinâmica Multicorpos. Linhas verticais representam momentos de impacto. Clique aqui para ver uma versão maior desta figura.
Figura 3: mista comparações de ângulo (em graus) entre dados de captura de movimento experimental e simulação para gota-pouso de 39 cm de altura. As linhas contínuas representam ângulos articulares calculados com dados de captura de movimento experimental. Linhas pontilhadas representam os ângulos articulares produzidos pelos dados da simulação dinâmica Multicorpos. Linhas verticais representam momentos de impacto. Clique aqui para ver uma versão maior desta figura.
Figura 4: mista comparações de ângulo (em graus) entre dados de captura de movimento experimental e simulação para gota-pouso de 52 cm de altura. As linhas contínuas representam ângulos articulares calculados com dados de captura de movimento experimental. Linhas pontilhadas representam os ângulos articulares produzidos pelos dados da simulação dinâmica Multicorpos. Linhas verticais representam momentos de impacto. Clique aqui para ver uma versão maior desta figura.
| Droplanding Heights | ||||||
| 26 cm | 39 cm | 52 cm | ||||
| Articulações da parte inferior do corpo | Coeficiente de correlação cruzada | GAL | Coeficiente de correlação cruzada | GAL | Coeficiente de correlação cruzada | GAL |
| Tornozelo | 0.998 | 0 | 0.998 | 0 | 0.999 | 0 |
| Joelho | 1 | 0 | 1 | 0 | 1 | 0 |
| Quadril | 0.999 | 0 | 1 | 0 | 1 | 0 |
Quadro 1: coeficientes de correlação cruzada e defasagens das comparações entre ângulos articulares produzidas com base em dados de captura de movimento e ângulos articulares produziram a partir de dados da simulação. Um julgamento a cada altura foi usado para comparações. Lag Zero indica que não houve diferença no tempo quando os ângulos articulares foram produzidos entre as duas abordagens.
| Droplanding Heights | |||
| Estirpe do osso (µstrain) | 26 cm | 39 cm | 52 cm |
| Diretor de máximo | 1160 | 1270 | 1410 |
| Diretor de mínimo | -659 | -598 | -867 |
| Cisalhamento máximo | 893 | 870 | 1140 |
Tabela 2: osso da Tibia cepas na face ântero-medial do eixo médio da tíbia durante o pouso-queda de três diferentes alturas. Máxima principal, principal mínima e máxima cisalhamento cepas são apresentadas.
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Discussion
O objetivo deste estudo foi desenvolver um método não-invasivo para determinar deformação da tíbia durante atividades de alto impacto. Quantificar a estirpe de tíbia devido à carga de impacto conduzirá a uma melhor compreensão da fratura de estresse da tíbia. Neste estudo, foi desenvolvido um modelo músculo-esquelético de assunto específico, e simulações de computador foram executadas para duplicar os movimentos de queda-desembarque realizados em um ambiente de laboratório. Analisou-se o efeito da altura de queda-desembarque na tensão tibial. Neste estudo, observamos que como a gota-aterragem altura aumentou, assim como as tensões principais máxima de pico. Também, entre as condições de três pouso, a condição de 52 cm resultou no mais alto pico máximo principal, principal mínima e tensões de cisalhamento máxima.
Limitada na vivo de dados estão disponíveis na literatura, no que se refere o efeito de gota-desembarque na estirpe de tíbia. Milgrom et al, relataram a tensão principal máxima variando de 896-1.007 µstrain durante os desembarques de três alturas diferentes (26, 39, 52 cm)14. Ekenman et al relataram uma tensão média de 2.128 µstrain durante o pouso de uma altura de 45 cm13. A máxima tensão principal das simulações de computador foram entre µstrain de 1.160-1.410 durante o pouso de três alturas diferentes (26, 39, 52 cm), que foram superiores aos relatados por Milgrom et al , mas foram menores do que o relatado por Ekenman et al. 13 , 14
Os seguintes motivos podem contribuir para a diferença de tensão entre os estudos atuais e anteriores. Existem diferenças demográficas, primeiras entre os sujeitos no presente e estudos anteriores. Usamos um sujeito masculino fisicamente ativo. Estudo do Ekenman envolveu um sujeito feminino13. Estudo do Milgrom incluído machos e fêmeas e relatou as estirpes média14. Em segundo lugar, o calçado pode desempenhar um papel em diferenças na tensão óssea. Lanyon et al . estudou o efeito do calçado em estirpes da tíbia, eles descobriram que caminhar e correr descalço resultaram em cepas de maiores comparadas ao usar sapatos12. O estudo atual usado um protocolo de aterrissagem com os pés descalços, os valores de tensão calculados foram maiores do que aqueles por Milgrom et al estudo, que usou um protocolo de pouso com calçados esportivos padrão14. Em terceiro lugar, alterações na estratégia de aterragem também podem influenciar a tensão tibial. No presente estudo, foi possível que o sujeito pode optar uma estratégia como crescente flexão do tronco para ajudar a reduzir o impacto quando a altura de queda-pouso aumentou. Esta estratégia pode ajudar a proteger a tíbia de grandes tensões. Milgrom et al também sugeriram uma possível estratégia protetora usada por seus súditos14. Em quarto lugar, pode haver uma pequena diferença em locais onde a tensão da tíbia foi monitorada. Nosso estudo examinou a tensão óssea na face ântero-medial do eixo médio da tíbia. Na Milgrom et al, cepas foram registradas da região medial dos meados-diafisárias14. O momento fletor na tíbia durante o pouso plano sagital pode resultar em alta tensão principal máxima em lugares perto de regiões da haste tibial anteriores. No entanto, nossos resultados de estirpe parecem ser comparáveis aos resultados de estudos anteriores e cair na faixa de tensão (400-2.200 µstrain) relatada por na vivo estudos10,13,14.
Os valores de tensão tibial obtidos a partir dessa abordagem não-invasiva são influenciados pela precisão do modelo músculo-esquelético. Cruz-correlações foram realizadas para analisar os dados experimentais ângulo comum e dados de simulação de computador durante a queda-desembarques. Coeficientes de correlação fortes foram encontrados entre os dados medidos experimentalmente e dados de simulação de computador. Isso indica que o modelo de assunto específico desenvolvido neste estudo pode razoavelmente replicar os movimentos de queda-pouso. Além disso, as cepas da tíbia relatadas neste estudo foram bem abaixo de 3.000 µstrain, o que confirma a suposição derivada de outros estudos que a deformação do osso tíbia é linear durante a queda-desembarques14,15. Assim, com os dados de tensão calculada sendo na escala linear e excelentes replicações de padrões de movimento de desembarque, concluiu-se que os dados de tensão obtidos a partir dessa abordagem não-invasiva eram razoavelmente precisos. Além disso, o estudo atual só recrutou um assunto para examinar o osso tensão durante a queda-pousos. Estudos futuros poderiam examinar se há uma relação de dose resposta entre alturas de queda-desembarque e cepas de osso tíbia usando um tamanho de amostra grande.
A importância deste estudo é apresentar um método não-invasivo inovador de medir a deformação do osso. Esta abordagem não-invasiva aborda as limitações associadas com a medição de calibre de tensão convencional na vivo , que não poderia ser aplicada a uma amostra grande de seres humanos. Além disso, o atual método proposto aborda limitações associadas com um método não-invasivo relatado anteriormente16,17, que foi impactado usando dados cinemáticos limitados a dirigir as simulações e só foi apropriado para estudando os movimentos de terreno baixo impacto, como caminhar. Como fraturas de estresse de tíbia permanecer elevadas em populações atléticas e militares, é fundamental para estudar o efeito das atividades físicas de alto impacto (por exemplo, correr, saltar e corte) sobre as respostas do osso da tíbia. A abordagem não-invasivo inovador atual parece ser uma solução viável para a realização desses estudos. Isto irá lançar luz sobre o desenvolvimento de protocolos de treinamento físico adequado para atletas e militares recrutas para reduzir lesões de estresse de tíbia. Além disso, este método não-invasivo inovador apresenta uma oportunidade para avaliar cepas de osso em outros ossos inacessíveis com calibres implementadas como o fêmur e o navicular.
Importantes questões relacionadas com a medição de tensão este osso não-invasiva devem ser abordados aqui. Em primeiro lugar, um modelo genérico de músculo-esquelético parte inferior do corpo é criado com base na idade, sexo, massa corporal e estatura corporal do indivíduo, usando o banco de dados de GeBOD27. Medido experimentalmente espaciais locais dos centros comuns de parte inferior do corpo são usados para refinar o modelo músculo-esquelético. Em comparação com o modelo genérico, esta abordagem de modelagem de assunto específico apresenta um melhor modelo músculo-esquelético da estrutura física do indivíduo. Estudos futuros poderiam considerar o desenvolvimento de um modelo músculo-esqueléticas de corpo inteiro para o movimento da parte superior do corpo durante simulações dinâmicas Multicorpos.
Em segundo lugar, existem 45 músculos atribuídos a cada uma das pernas no modelo. Origens e inserções dos músculos são anatomicamente determinado27. Um algoritmo simples de loop fechado é usado para gerenciar a produção de força do músculo individual. Especificamente, a mudança da história de comprimento muscular durante o movimento dinâmico, tais como desembarque é gravada através da simulação de cinemática inversa. Quando a simulação dinâmica para a frente é executada, um controlador PID foi atribuído a cada músculo e usado para regular a força muscular necessária para a duplicação da história de comprimento muscular gravada anteriormente. Este algoritmo de loop fechado simples produz excelentes resultados em replicar cinemática conjunta. No entanto, esta abordagem não leva em conta a coordenação neural entre músculos com funções semelhantes e não explicaria as contrações co de antagonistas. Trabalhos futuros podem considerar usar um modelo baseado em Hill músculo, que consiste em um elemento ativo contrátil (CE) e um elemento elástico passivo (PE). O modelo baseado em colina integra força-velocidade do músculo e as relações força-comprimento para produzir tensão. A força muscular calculado então pode ser comparada aos dados EMG para validação.
Em terceiro lugar, um modelo de assunto específico tíbia é criado a partir de imagens de CT para representar a verdadeira geometria do osso tíbia sob investigação. Enquanto a imagem latente de CT é o principal método para obter a verdadeira geometria do osso tíbia, outras técnicas de imagem como a ressonância magnética (RM) também podem ser usadas para produzir o modelo de tíbia de assunto específico. Além disso, o atual protocolo de modelagem assume a propriedade material do tibia ser isotrópica. Um valor de densidade genérico de 1.9E-6 kg/cm3 e um único módulo de Young de 17 GPa são atribuídos a todos os elementos de FE tibiais. Estudos futuros podem considerar obter valores de densidade de todas as regiões na tíbia. Isso pode ser feito através da introdução de um fantasma calibrado durante a tomografia computadorizada. Densidade óssea em seguida pode ser calculada com base em unidades de Hounsfield do CT. Módulo de Young do tecido ósseo pode ser ainda mais calculado com base nos dados de densidade. Atribuir propriedades materiais do assunto específico para o modelo FE tibial renderá mais realista osso estirpe resultados através de simulações.
Em quarto lugar, uma análise modal de FE é usada para calcular as estirpes de osso. Durante esta análise modal, respostas de frequência são computadas combinar cargas mecânicas (forças lineares e angulares) impostas para as articulações do joelho e tornozelo. Uma tíbia flexível, representada por um arquivo MNF é gerada a partir da análise modal de FE. Esta tíbia flexível é introduzida ao assunto específico modelo músculo-esquelético para substituir o tibia rígido correspondente. Durante a simulação dinâmica frente subsequente, deformação da tíbia flexível em cada passo de tempo é quantificada. Em comparação com a tradicional análise de FE, que calcula as respostas mecânicas de um objeto de FE consiste de milhares de graus de liberdade (em milhares de elementos e nós) em cada passo de tempo do movimento, essa abordagem de análise modal lida com muito menos números de graus de liberdade dentro do domínio de frequência (por exemplo, 12 condições de carga das articulações do joelho e tornozelo). Com a abordagem de análise modal, o tempo de computação é reduzido significativamente de várias horas ou dias a menos de 1 h, para uma simulação típica. Além do benefício de consumir menos tempo de computador, abordagem de análise modal é ideal para a computação pequena deformação (< 10%) experientes por estruturas rígidas tais como tecido ósseo.
Finalmente, as vantagens da abordagem não-invasiva atual sobre um método relatado anteriormente16,17 devem ser abordadas aqui. A) nosso modelo músculo-esquelético é refinado possuir centros conjuntos mais precisos parte inferior do corpo, que são produzidos através da avaliação conjunta funcional22. No entanto, o método anterior define centros conjuntos para o modelo baseado no plug-in da marcha procedimento21 com a ajuda do uso de um número limitado de marcadores visuais. B) este modelo incorpora 45 músculos para cada perna em comparação com apenas 12 músculos usados no modelo anterior. Aumento do número de músculos da perna no músculo-esquelético modelo iria melhorar a qualidade da simulação. C) durante a simulação cinemática inversa, o modelo músculo-esquelético é impulsionado por um conjunto de 34 marcadores visuais colocados na parte inferior do corpo, que permite melhor duplicação do movimento real. Em contraste, a abordagem anterior só usa 16 marcadores para dirigir a simulação mesma, e isto pode introduzir erros numéricos para a simulação. D) durante a simulação dinâmica para a frente, a verdadeira terra forças são aplicadas a este modelo músculo-esquelético para simular o movimento de impacto. No entanto, o método anterior não é capaz de incorporar as forças de impacto terrestres na simulação. Sem usar o real impacto de forças terrestres durante simulações dinâmicas para a frente, o método anterior é limitado para estudar as atividades de baixo impacto. As etapas acima, que tomamos para melhorar a fidelidade do assunto específico modelo osteomuscular parecem ser bem sucedido pela análise de deformação da tíbia durante movimentos humanos. A adição de incorporar as forças de impacto verdadeiro chão em simulações revela-se necessário estudar a tensão óssea durante atividades de alto impacto.
Em conclusão, na vivo deformação óssea de tíbia é normalmente medida pelo método convencional mancha de calibre. Esta abordagem é associada com limitações como uma natureza invasiva, menos voluntários, superfície de osso pequenas áreas sendo analisadas, etc. uma nova abordagem empregadas Multicorpos simulações dinâmicas com análise modal FE foi proposto neste estudo quantificar a deformação da tíbia durante a queda-pousos. É evidente que esta abordagem pode solucionar as limitações herdadas a medição do calibre de tensão convencional. Além disso, como esta abordagem se beneficia usando dados cinemáticos e cinéticos muito experimentais, bem como um assunto específico modelo músculo-esquelético e tíbia flexível para executar a simulação dinâmica e análise modal de FE, representa uma grande melhoria na Protocolo de pesquisa através de um método relatado anteriormente. Assim, esta abordagem não-invasiva, utilizando dados de assunto específico para Multicorpos simulações dinâmicas combinadas com análise modal FE poderia tornar-se uma ferramenta promissora para estudar a deformação da tíbia durante o movimento dinâmico. Futuras pesquisas poderiam empregar este método para estudar as estirpes de osso durante as atividades de alto impacto para uma grande coorte estudar os mecanismos de lesão das fraturas de estresse.
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Disclosures
Os autores declaram que eles têm não tem interesses financeiro concorrente.
Acknowledgments
Departamento do exército #W81XWH-08-1-0587, #W81XWH-15-1-0006; Concessão de bola estado Universidade 2010 ASPiRE.
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. |
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