Summary
Bei der Landung Unterkörper-Knochen erleben Sie großen mechanische Belastungen und verformt werden. Es ist wichtig, Verformung der Knochen, besser zu verstehen, die Mechanismen der Knochen Druckverletzungen verbunden mit Auswirkungen zu messen. Ein neuer Ansatz, die Integration von fachspezifischen Muskel-Skelett-Modellierung und finite-Elemente-Analyse wird verwendet, um tibiale Belastung bei dynamischen Bewegungen zu messen.
Abstract
Knochenverletzungen Stress sind häufig in Sport und militärischen Trainings. Sich wiederholende große Auswirkungen Bodentruppen während des Trainings könnte die Ursache sein. Es ist wichtig, um festzustellen, die Wirkung der hohen Boden Auswirkungen am Unterkörper-Knochen Verformung zwingt, um die Mechanismen der Knochenverletzungen Stress besser zu verstehen. Konventionellen DMS-Messung wurde zur in-Vivo Tibia Verformung zu studieren. Diese Methode ist mit Einschränkungen auch Invasivität des Verfahrens, Einbindung von wenigen Versuchspersonen und begrenzte Belastung Daten aus kleinen Knochen Flächen verbunden. Die vorliegende Studie soll einen neuartigen Ansatz um Schienbein Knochen Belastung unter hohe Schlagzähigkeit Belastungsbedingungen studieren vorstellen. Eine fachspezifische Muskel-Skelett-Modell wurde geschaffen, um eine gesunde männliche (19 Jahre, 80 kg, 1.800 mm) darstellen. Eine flexible finite-Elemente-Tibia-Modell entstand anhand einer Computertomographie (CT) Scan der rechten Tibia des Subjekts. Labor-Motion-Capture wurde durchgeführt, um die Kinematik und Boden Reaktionskräfte des Drop-Landungen aus unterschiedlichen Höhen (26, 39, 52 cm) zu erhalten. Mehrkörper dynamischen Computersimulationen kombiniert mit einer Modalanalyse der flexiblen Tibia wurden durchgeführt, um die Tibia Belastung während Drop-Landungen zu quantifizieren. Berechnete Tibia-Stamm-Daten wurden in guter Übereinstimmung mit früheren in Vivo Studien. Es ist offensichtlich, dass dieser nicht-invasiven Ansatz zur Tibia Knochen Belastung während hohe Schlagzähigkeit Aktivitäten für eine große Kohorte studieren führt zu einem besseren Verständnis der Verletzung Mechanismus der Tibia stressfrakturen eingesetzt werden kann.
Introduction
Knochenverletzungen Stress wie stressfrakturen, sind schwere Überlastungsschäden erfordern längere Erholung und entstehen erhebliche medizinische Kosten1,2. Stressfrakturen sind häufig sowohl in sportlichen und militärischen Populationen. Unter alle damit verbundenen Sportverletzungen, stressfrakturen entfallen 10 % der insgesamt3. Insbesondere verfolgen Sie Athleten Gesicht eine höhere Verletzungsrate bei 20 %4. Soldaten haben auch eine hohe Rate von stressfrakturen. Zum Beispiel eine Verletzungsrate von 6 % wurde für die US Army1 gemeldet und ein 31 % Verletzungsrate wurde in der israelischen Armee5berichtet. Unter allen gemeldeten stressfrakturen ist Stressfraktur der Tibia am häufigsten eine6,7,8.
Sport und körperlichen Trainings mit einem höheren Risiko der Tibia Stressfraktur sind normalerweise verbunden mit hohen Boden Auswirkungen (z. B.springen, landen und schneiden). Während der Fortbewegung ist eine Bodentruppe Auswirkungen auf den Körper aufgetragen, wenn der Fuß den Boden berührt. Diese Kraft wird durch Muskel-Skelett-System und Schuhe abgeführt. Das Skelettsystem dient als eine Reihe von Hebel, so dass Muskeln, Kräfte zu absorbieren den Boden Auswirkungen9anzuwenden. Wenn die Beinmuskulatur Boden Auswirkungen angemessen reduzieren können, müssen die Unterkörper-Knochen die Restkraft aufnehmen. Knochenstruktur erleben Verformung während dieses Prozesses. Sich wiederholende Absorption der verbleibenden Auswirkungkraft führen Microdamages in den Knochen, die ansammeln und stressfrakturen zu werden. Bis heute, Informationen im Zusammenhang mit Knochen ist Reaktion auf externe Bodentruppen Auswirkungen begrenzt. Es ist wichtig zu untersuchen, wie der Schienbein Knochen reagiert auf die mechanische Belastung durch hohe Aufprallkräfte bei dynamischen Bewegungen eingeführt. Prüfung Schienbein Knochen Verformung bei hohen Impact Aktivitäten führen zu einem besseren Verständnis des Mechanismus der Stressfraktur der Tibia.
Konventionelle Techniken verwendet, um Knochen Verformung in Vivo Messen beruhen auf instrumentierten Dehnungsmessstreifen10,11,12,13,14,15. Chirurgische Eingriffe sind erforderlich, um Dehnungsmessstreifen auf Knochenoberfläche zu implantieren. Aufgrund des invasiven Charakters sind in Vivo Studien durch eine kleine Auswahl von Freiwilligen begrenzt. Darüber hinaus können die DMS nur eine kleine Region der Knochenoberfläche überwachen. Vor kurzem wurde eine nicht-invasive Methode, die Verwendung von Computer-Simulation zu analysieren, Knochen Belastung eingeführte16,17. Diese Methodik ermöglicht die Fähigkeit, Muskel-Skelett-Modellierung und numerische Simulationen verbinden Knochen Belastung während der menschlichen Bewegung zu studieren.
Ein Muskel-Skelett-Modell wird durch ein Skelett und Muskulatur dargestellt. Das Skelett besteht aus Knochen-Segmenten, die starre oder nicht verformbaren Körper sind. Skelettmuskeln sind als Controller mit dem Progressive-Integral-Derivat (PID) Algorithmus modelliert. Die dreimaligen PID-Regelung verwendet Fehler Einschätzung zum Ausgang Genauigkeit18verbessern. Im Wesentlichen versuchen PID-Regler, Muskeln darstellt, Körperbewegungen zu duplizieren, durch die Entwicklung von notwendigen Kräfte um Längenänderungen der Muskeln im Laufe der Zeit zu produzieren. PID-Reglers verwendet den Fehler in der Länge/Zeit-Kurve, um die Kraft für die Reproduktion der Bewegung zu ändern. Dieser Simulationsprozess erstellt eine praktikable Lösung zur Koordination aller Muskeln zusammenarbeiten, um das Skelett und die Bewegung des Körpers zu produzieren.
Ein oder mehrere Segmente in das Skelett des Muskel-Skelett-Modell können als flexible Einrichtungen zur Messung der Verformung ermöglichen modelliert werden. Zum Beispiel kann der Schienbein Knochen in eine endliche Anzahl von Elementen, aufzuschlüsseln besteht aus Tausenden von Elementen und Knoten. Die Wirkung der mechanischen Belastung der flexiblen Tibia kann durch finite Elemente (FE) untersucht werden. Die FE-Analyse berechnet die laden-Reaktion der einzelnen Elemente im Laufe der Zeit. Als die Zahl der Knochen Elemente und Knoten erheblich die Rechenzeit der FE-Analyse.
Um Rechenaufwand mit genaue Bewertung der flexiblen Körper Verformung zu reduzieren, hat FE Modalanalyse entwickelt und eingesetzt in der Automobil-und Luftfahrtindustrie19,20. Anstatt durch die Analyse einzelner FE Elemente Antworten auf mechanische Belastung im Zeitbereich, bewertet dieses Verfahren mechanische Reaktionen eines Objekts basierend auf unterschiedlichen Schwingungs-Frequenzen im Frequenzbereich. Diese Methode führt zu einem deutlichen Rückgang der Rechenzeit und gleichzeitig genaue Messung der Verformung20. Obwohl FE Modalanalyse ist weit verbreitet, mechanische Ermüdung in den Bereichen der Automobil- und Luftfahrtindustrie zu studieren, die Anwendung dieser Methode wurde sehr begrenzt in der Wissenschaft der menschlichen Bewegung. Al Nazer Et Al., verwendet eine Modalanalyse FE, um tibiale Verformung bei menschlichen Gang zu untersuchen und Förderung der Ergebnisse16,17berichtet. Ihre Methode war jedoch stark betroffen, nur mit begrenzten kinematische Daten aus einem Experiment, um die Computersimulationen zu fahren; Es gab keine wirkliche Auswirkung Bodentruppen verwendet, um die Simulationen zu unterstützen. Dieser Ansatz kann für das Studium geringen Auswirkungen Zeitlupen wie walking vertretbar sein, aber es ist keine praktikable Lösung, High Impact Bodenbewegungen zu studieren. Um Unterkörper-Knochen Reaktionen während der dynamischen hohe Schlagzähigkeit Aktivitäten zu untersuchen, ist es so wichtig, einen innovativen Ansatz, um die Einschränkungen der bisher gemeldeten Methode zugeordnet zu beheben zu entwickeln. Insbesondere eine Methode unter Verwendung genaue experimentelle kinematische Daten und Real Bodentruppen Auswirkungen müssen entwickelt werden. Daher war das Ziel dieser Studie ein fachspezifisches Muskel-Skelett-Modell um Mehrkörper dynamische Simulationen mit FE Modalanalyse, tibiale Belastung während hohe Schlagzähigkeit Aktivitäten zu untersuchen. Eine dynamische hohe Schlagzähigkeit-Bewegung vertreten durch Drop-Landungen aus unterschiedlichen Höhen wurde ausgewählt, um die Methode zu testen.
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Protocol
Das Experiment wurde unter der Deklaration von Helsinki durchgeführt. Vor der Datenerhebung das Thema überprüft und unterzeichnet die Einverständniserklärung vor der Teilnahme an der Studie von der Universität Institutional Review Board genehmigt.
1. CT-Bildgebung-Protokoll
- Holen Sie die Teilnehmer in eine Einrichtung wo ein CT-Scanners untergebracht. Vor der CT-Scan konfigurieren das CT-Gerät mit den folgenden Parametern: CT Scheibendicke von 0,625 mm, CT Sichtfeld von 15 cm x 15 cm, und Auto-Einstellung für die Parameter der Kilo-Spitzenspannung (kVp) und Milliampere-Sekunden (mAs) mit Computer-Algorithmus.
- Bitten Sie die Teilnehmer auf einem Tisch liegen, die zu einem Ring in der CT-Scanner Folien. Bitten Sie die Teilnehmer während der CT-Scan sehr still zu bleiben. Scannen Sie jedes Bein getrennt von der Kalkaneus durch das distale Ende des Oberschenkelknochens.
- Exportieren Sie nach Abschluss der CT-Scan die CT-Bilder in der digitalen Bildbearbeitung und Kommunikation in der Medizin (DICOM) Format. Wählen Sie eine Bildgröße von 512 x 512 Pixel (Graustufen).
Hinweis: Die CT Image Protokoll dauert in der Regel weniger als 1 h. Die Strahlendosis ist minimal. Es stellt kein größeres Risiko als die normalen medizinischen Röntgen aufgetreten.
(2) anthropometrischen Messprotokoll
- Während des Besuchs Labor vor der Motion-Capture Messen des Teilnehmers Körpermasse (kg), Körpergröße (mm), Abstand zwischen der anterior-Superior Beckenkamm Stacheln (ASISs) (mm), Beinlänge (mm) Knie Fugenbreite (mm) und Knöchel Fugenbreite (mm).
- ASIS Abstandsmessung Inter: eine Zange verwenden, um der lineare Abstand zwischen dem linken ASIS und richtige ASIS messen.
- Bein Längenmessung: Verwenden Sie einer Band von Maßnahme zu Maßnahme der lineare Abstand die ASIS und medialen Malleolus für beide Beine.
- Knie-Fugenbreite Messung: eine Zange verwenden, um die Luftlinie zwischen den lateralen und medialen Epicondyles des Oberschenkelknochens für beide Knie messen.
- Knöchel Fugenbreite Messung: eine Zange verwenden, um die Luftlinie zwischen den lateralen und medialen Malleoli für beide Beine messen.
Hinweis: Der Inter ASIS Abstand, Länge, Knie- und Sprunggelenk Breite Bein werden verwendet, um ein Thema-Modell in einer Biomechanik-Software zu erstellen (siehe Tabelle der Materialien) für kinematische und kinetische Berechnungen.
(3) Motion Capture-Protokoll
Hinweis: Siehe Tabelle der Materialien für alle Software und Werkzeuge verwendet.
- Platzierung von reflektierenden Markierungen
- Auflegen 14 mm reflektierende Markierungen des Teilnehmers an die folgenden anatomischen knöchernen Landmarken: Acromion Prozesse, Sternoklavikulargelenk Gelenke, Basis des Brustbeins, posterior Prozess der 10th Brustwirbel, ASISs, Posterior-Superior Beckenkamm Stacheln (PSISs), 1,5 cm über den seitlichen Knie Bindenähte, 1,5 cm oberhalb der medialen Knie Bindenähte seitlichen Malleoli, mediale Malleoli hinteren Fersen, Grundlagen der zweiten Mittelfußknochen und Grundlagen der fünfte Mittelfußknochen.
- Platzieren Sie halbstarre Kunststoffplatten mit 4-Marker-Clustern an Oberschenkeln und Schäfte, beziehungsweise.
Hinweis: Für ein besseres Motion Capture Ergebnis, wird der Teilnehmer empfohlen, barfuß und tragen hautenge Kleidung. Darüber hinaus folgt das Marker-Platzierung-Verfahren eine modifizierte "Plug-in-Gang" Protokoll-21. Insgesamt 39 reflektierenden Markierungen dienen für die Motion-Capture und 34 davon sind an der unteren Körperhälfte.
- Weisen Sie die Teilnehmer zum Aufwärmen auf ein motorisiertes Laufband mit einer selbst gewählten Geschwindigkeit für 5 min zu Fuss.
- Kalibrierung der Raum Platz für Motion-Capture-Verfahren
- Schalten Sie die Motion-Capture-System (12 High-Speed-Infrarot-Kameras) und zwei Kraftmessplatten. Öffnen Sie ein Motion-Capture-Software-Programm. Innerhalb der Programmfenster öffnen Sie Bereich "Ressourcen". Klicken Sie auf die Registerkarte "System" Konfigurieren der Kamera Frequenz 200 Hz und Kraft Platte Frequenz bei 2.000 Hz.
- Innerhalb der Programmfenster öffnen Sie Bereich "Tools". Klicken Sie auf "Systemvorbereitung". Klicken Sie auf "Kalibrieren Kameras". Klicken Sie auf "Start". Fragen Sie ein wissenschaftlicher Mitarbeiter, Welle einen 5-Marker Standardkalibrierung Zauberstab um eine dynamische Kalibrierung in den Raum wo die Drop-Landung Bewegungen durchgeführt werden sollen. Klicken Sie auf "Stop" nach 5 s Zauberstab Daten erworben wurden.
- Legen Sie die Kalibrierung Zauberstab flach auf den Boden an einer Ecke eine kraftplatte zum Zweck der Angabe einer Referenzposition (Ursprung) für den kalibrierten Raum ausgerichtet. Klicken Sie auf "Set Volume Ursprung" im Bereich "Systemvorbereitung" Werkzeuge.
- Teilnehmer Vorbereitung in Motion-Capture-Software-Programm
- Innerhalb der Programmfenster öffnen Sie Bereich "Ressourcen". Klicken Sie auf die Registerkarte "Betreff" "klicken Sie auf die Schaltfläche"Erstellen ein neues Thema aus einer Beschriftung Skelett". Wählen Sie eine Beschriftung Vorlage aus einer Liste von Template-Dateien zur Verfügung gestellt.
- Geben Sie im Fenster "Eigenschaften" des Thema Namen und Werte der Körpermasse (kg), Körpergröße (mm), inter-ASIS Abstand (mm), linke und Rechte Beinlänge (mm), linke und Rechte Knie Breite (mm) und Linker und rechter Knöchel Breite (mm). Im Bereich "Thema Ressourcen" mit der rechten Maustaste des Antragstellernamen und klicken Sie auf "Speichern Thema".
- Aufzeichnen einer statischen Körper Kalibrierung pose
- Bitten Sie die Teilnehmer, stehen regungslos mitten im kalibrierten Raum mit Füße schulterbreit auseinander, während die oberen Extremitäten seitlich verlängert, so dass alle reflektierende Markierungen auf den Körper gut Kameras ausgesetzt sind.
- Öffnen Sie in das Programmfenster den Bereich "Tools". Klicken Sie auf die Registerkarte "Thema Vorbereitung". Thema zu erfassen klicken Sie im Bereich "Start" Datensatz einer 3-s-Bewegung Studie die statische Kalibrierung Prozeß sein.
- Verfahren zur Bestimmung der funktionellen gemeinsamer Kompetenzzentren
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Funktionale Hüftgelenk Zentrum
- Bitten Sie die Teilnehmer, mit einem Bein zu stehen, und ziehen Sie das andere Bein leicht nach vorne vollständig. Weisen Sie die Teilnehmer, das längere Bein um das Hüftgelenk in der folgenden Reihenfolge zu bewegen: anterior zu bewegen und wieder auf neutral, vorderen seitlich bewegen und zurück auf neutral, seitlich bewegen und zurück auf neutral, Posterior-seitlich bewegen und Neutral, nach hinten zu bewegen und wieder auf Neutral und ein kreisförmiges Bewegung.
- Öffnen Sie im Hauptfenster Bereich "Tools" zu, klicken Sie auf "Capture". Abschnitt "erfassen" klicken Sie auf "Start", um eine Bewegung Studie für jede funktionale Hip-Hop Bewegung aufnehmen.
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Funktionelle Knie gemeinsamen Zentrum
- Bitten Sie die Teilnehmer stehen mit einem Bein und einen 30° hip hyper-Erweiterung des anderen Beines zu erhalten. Weisen Sie die Teilnehmer eine 45° Knie Flexion mit dem nicht-Belastung Bein für 5 Mal durchführen.
- Klicken Sie im Abschnitt "Capture" des Bereichs "Extras" auf "Start", um eine Bewegung Studie für jede funktionale Knie Bewegung aufnehmen.
Hinweis: Einzelheiten der gemeinsamen Funktionsablauf entnehmen Sie bitte Schwarz, Et al. 22
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Funktionale Hüftgelenk Zentrum
- Motion-Capture von Drop-Landung Bewegungen
- Zufällige Reihenfolge der Verwendung von drei verschiedenen Drop-Landung-Höhen (26 cm, 39 cm und 52 cm)14.
- Stelle die Höhe angepasst Holz-Box mit einer oberen Fläche von 50 x 50 cm2 auf dem Boden, bedeckt durch eine Gummimatte. Die Holzbox ist 11 cm vom Rand der Kraftmessplatten. Bitten Sie die Teilnehmer auf der Box-Oberfläche stehen.
- Weisen Sie die Teilnehmer und verlängern Sie ihren dominanten Fuß direkt vor der Box und ihr Gewicht nach vorne verlagern, steigen Sie aus dem Feld. Bitten Sie die Teilnehmer, mit jedem Fuß auf einem separaten kraftplatte gleichzeitig mit beiden Beinen auf dem Boden landen.
- Bitten Sie die Teilnehmer, stehen zu bleiben, bis die Bewegungserfassung der klinischen Prüfung abgeschlossen ist. Wiederholen Sie die Motion-Capture dreimal drei Bewegung Studien für jede Höhe zu sammeln.
- Motion Capture Datenverarbeitung
- Öffnen Sie ein Motion-Capture-Software-Programm. Gehen Sie im Hauptfenster des Programms zum Bereich "Kommunikation". Klicken Sie auf die "Datenverwaltung" Registerkarte "wählen Sie eine der aufgezeichneten Bewegung Studien und öffnen Sie sie in das Programm.
- Klicken Sie im Bereich "Extras" auf "Pipeline". Wählen Sie aus der Liste "Aktuelle Pipeline" Pipeline "Rekonstruieren". Klicken Sie auf die Schaltfläche "Ausführen", um mit dem Wiederaufbau beginnen um 3 Dimension (3D) Bahnen der reflektierenden Markierungen zu erhalten.
- Klicken Sie im Bereich "Tools" auf die Registerkarte "Label/bearbeiten". Wählen Sie im Abschnitt "Manuelle Kennzeichnung" einzelne Markierungsnamen und beschriften Sie die entsprechenden 3D Flugbahnen. Klicken Sie auf "Speichern" Button auf der Symbolleiste beim Beschriften von abgeschlossen ist.
- Klicken Sie im Bereich "Extras" auf "Pipeline". Wählen Sie im Abschnitt "Verfügbaren Vorgänge" "Datei exportieren". Doppelklicken Sie auf "Export C3D Pipeline". Klicken Sie auf die Schaltfläche "Ausführen", um die verarbeiteten Bewegung Studie exportieren in eine Datei in einem drei-Dimension (C3D) Koordinatenformat.
- Biomechanische Analyse der Motion-Capture-Daten
- Öffnen Sie ein Biomechanik-Software-Programm zur Weiterverarbeitung der Motion-Capture-Daten. Klicken Sie aus dem oberen Menü auf "Datei" und klicken Sie auf die Schaltfläche "Öffnen/hinzufügen". Wählen Sie die raw C3D-Dateien in der Biomechanik-Software-Programm importieren.
- Klicken Sie aus dem oberen Menü auf "Modell". Klicken Sie auf "erstellen (statische Kalibrierung Datei hinzufügen)". Wählen Sie das Untermenü "Hybrid-Modell von C3DFile". Wählen Sie und öffnen Sie die statische Kalibrierung C3D-Datei.
- Klicken Sie aus dem oberen Menü auf "Modell". Klicken Sie aus der Dropdown-Liste "Modellvorlage anwenden". Wählen und Öffnen einer Modell-Vorlage-Datei. Klicken Sie auf der Symbolleiste auf "Models". Klicken Sie auf die Registerkarte "Thema Daten / Metriken". Im "Betreff" Datenfenster ändern Sie die Werte der "Masse" und "Höhe" um das Modell fachspezifische.
- Klicken Sie auf der Symbolleiste auf "Models". Klicken Sie auf "Model Builder Advanced Post-Processing" von der oberen Menüleiste. Klicken Sie im Popup-Fenster von der "Model Builder Advanced Post-Processing" die "Funktionale Verbindungen" Registerkarte "wählen Sie"hinzufügen Motion Datei vom Arbeitsbereich".
- Die funktionale gemeinsamen Zentrum C3D-Dateien auswählen. Markieren Sie eine importierte funktionale gemeinsame Datei. Markieren Sie eine funktionelle Verbindung passende Datei. Verwenden Sie "Set starten Frame zu aktuellen Frame" und "Set Ende Frame zu aktuellen Frame", um die angemessene Teile der Bewegung Studien auszuwählen. Klicken Sie auf "Berechnen überprüft Orte". Wiederholen Sie diesen Vorgang, um weitere funktionalen gemeinsame Zentren um das Rahmenmodell zu verfeinern zu berechnen.
- Klicken Sie auf die Schaltfläche "Modell" in der oberen Menüleiste. Wählen Sie "Modell Bewegungsdateien zuweisen". Gelten Sie im Pop-up-Fenster die "weisen Modelle zu Bewegungsdaten" die fachspezifischen Rahmenmodell für alle Bewegung Studien.
- Klicken Sie auf "Pipeline", von der Tool-Leiste. Klicken Sie im Pop-up-Fenster des Workshops"Pipeline" auf "Offene Pipeline". Wählen Sie "Filter Ziele Pipeline". Klicken Sie auf "Ausführen Pipeline", um ein vierter Ordnung Butterworth Tiefpassfilter mit cutoff-Frequenz von 10 Hz auf 3D Motion Capture Studien durchzuführen.
- Klicken Sie auf "Pipeline", von der Tool-Leiste. Klicken Sie im Pop-up-Fenster des Workshops"Pipeline" auf "Offene Pipeline". Wählen Sie "Filter Kräfte Pipeline". Klicken Sie auf "Ausführen Pipeline", um ein vierter Ordnung Butterworth Tiefpassfilter mit cutoff-Frequenz von 60 Hz auf Bodenreaktionskräfte Motion Capture Studien durchzuführen.
- Klicken Sie auf "Einstellungen", von der oberen Menüleiste. Setzen Sie Häkchen neben "Verwendung verarbeitet Analoga für Boden Reaktion Kraft Berechnungen" und "Verarbeitet Ziele für Modell/Segment/LinkModelBased Verwendungszweck".
- Klicken Sie auf "Pipeline", von der Tool-Leiste. Klicken Sie im Pop-up-Fenster des Workshops"Pipeline" auf "Offene Pipeline". Wählen Sie die "Basis MODELLRECHNUNG" Rohrleitung. Klicken Sie auf "Ausführen Pipeline", um die Berechnungen der Unterkörper-gemeinsame Kinematik und Kinetik.
- Klicken Sie auf "Pipeline", von der Tool-Leiste. Klicken Sie im Pop-up-Fenster des Workshops"Pipeline" auf "Offene Pipeline". Wählen Sie "Exportieren C3D Koordinaten" Pipeline. Klicken Sie auf "Ausführen Pipeline", um die verarbeiteten 3D-Koordinaten der Unterkörper-visuelle Markierungen in einer C3D-Datei zu exportieren.
- Klicken Sie auf "Pipeline", von der Tool-Leiste. Klicken Sie im Pop-up-Fenster des Workshops"Pipeline" auf "Offene Pipeline". Wählen Sie "Exportieren Bodenreaktionskräfte" Pipeline. Klicken Sie auf die "Pipeline ausführen"-Schaltfläche, um die verarbeiteten 3D Boden Reaktion exportieren in einer binären Datei Kräfte (Dateiendung: MAT).
Hinweis: Um die hohe Schlagzähigkeit Gipfel während Landungen zu erhalten, dient eine cutoff-Frequenz von 60 Hz die rohen Boden Reaktion geltenden Daten23filtern.
- Vorbereitung von Motion-Capture-Daten für Computer-Simulationen
- Öffnen Sie einen Computer-Software Programmierung. Importieren Sie die gefilterte C3D-Datendatei und der MAT-Datei.
- Exportieren Sie eine Textdatei mit gemeinsamen Unterkörper-Zentrum koordiniert. C3D-Datendatei und die Matte Daten in Text-Dateien zu konvertieren (Dateiendung: Slf) für den Einsatz von einem Mehrkörper dynamische Simulationsprogramm.
4. Thema spezifische Modellierung Verfahren
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Unterkörper-Rahmenmodell erstellen
- Öffnen Sie das Gesamtfahrzeug, die dynamische Simulation Software-Programm mit dem menschlichen Körper modellieren-Plug-in installiert. Während dieses Prozesses wird der menschliche Körper modellieren Plug-in-Modul automatisch geöffnet. Innerhalb der Splash-Screen Doppelklicken Sie auf "Neues Modell" um die Modellbau-Systemsteuerung zu öffnen.
- Innerhalb des Haupt-Modellierung-Panels "Anthropometrische Datenbank-Bibliothek", wählen Sie im Abschnitt allgemeinen Körper (GeBOD) aus der Dropdown-Liste. Innerhalb des Haupt-Modellierung-Panels geben Körpermasse (kg), Körpergröße (mm), Geschlecht und Alter (Monaten).
- Innerhalb des Haupt-Modellierung-Panels im "Körper" Konfigurationsabschnitt klicken Sie auf das Optionsfeld "Unterleib". Wählen Sie aus der Dropdown-Liste "Einheiten" "Millimeter-Kilo-Newton". Innerhalb der wichtigsten Modellierung Panel klicken Sie auf die Schaltfläche "Übernehmen" im Abschnitt "Create Körper Messung Table", die Körpermaße zu akzeptieren. Klicken Sie auf die Schaltfläche "Übernehmen" im Abschnitt "Erstellen der Segmente" erstelle ich ein Unterkörper-Skelett Basismodell weiter.
Hinweis: Dieses Modell wird skaliert, basierend auf der individuellen Höhe, Masse, Alter und Geschlecht. Das Modell besteht aus sieben Segmenten: ein Becken, zwei Schenkel, zwei Ableger und zwei Füße (Abbildung 1). Alle Segmente werden als starre Körper modelliert.
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Modellierung der Unterkörper-Gelenke
- Wählen Sie innerhalb des Haupt-Modellierung-Panels aus dem Hauptmenü Dropdown-Liste "Gelenke", das gemeinsamen Konfigurations-Panel zu öffnen.
- Innerhalb der gemeinsamen Konfigurations-Panel, im Abschnitt "Gemeinsame ROTATION Elemente" klicken Sie neben "Bereiten Modell mit Aufnahme Gelenke". Im Abschnitt "Dämpfer und gemeinsame Grenzen Federeigenschaften" geben Sie die folgenden Parameter: Nominal Gelenksteife 1° Nmm, nominale gemeinsame Dämpfung von 0,1 Nmm∙s / °, stoppen Gelenksteife des 3.38E7 Nmm / °. Weiter zu "Links" und "Rechten Bein" wählen Sie durch die Radio-Buttons neben den Namen zu überprüfen. Klicken Sie auf "Anwenden", um die gemeinsamen Konfigurationen zu akzeptieren.
- Innerhalb des Haupt-Modellierung-Panels aus der Dropdown-Liste im Hauptmenü, wählen Sie "Workflow". Wählen Sie aus der Dropdown-Liste des Untermenüs "Gang" und "Kalibrieren". Geben Sie im Abschnitt "Gemeinsame Center-Daten" des Teilnehmers Unterkörper-gemeinsame Mitte Datei.
- Klicken Sie auf "Load", um die Daten zu ändern, die Standorte der gemeinsame Kompetenzzentren zu importieren. Geben Sie im Abschnitt "Statische Last Trial" statische Kalibrierung Motion Capture Prozess (Generation in beschriebenen Schritte in Slf-Datei-Format, 3,8-3.10). Klicken Sie auf "Load", um die Datei, um den Unterkörper-Rahmenmodell parametrieren zu importieren.
Hinweis: Standardmäßig die Hüftgelenke sind so konfiguriert, als sphärische Gelenke mit drei Freiheitsgraden, Kniegelenke sind so konfiguriert, wie drehbar Fugen mit einem Freiheitsgrad und Sprunggelenke sind so konfiguriert, wie Kreuzgelenke mit zwei Freiheitsgraden.
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Modellierung von Skelettmuskeln
- Innerhalb des Haupt-Modellierung-Panels aus der Dropdown-Liste im Hauptmenü, wählen Sie "Weichteile". Wählen Sie aus der Dropdown-Liste des Untermenüs "Create Base Set Gewebe". Klicken Sie im Abschnitt "Muskel KONTRAKTILE Elemente" "Bereiten mit Aufnahme Muskel Modellelemente".
- Klicken Sie im Bereich "Globale Aufnahme Muskel ELEMENTEIGENSCHAFTEN" das Optionsfeld des "Aktualisiert 45 Muskel-Sets".
- Im Abschnitt "GLOBAL RECORDING Muskel ELEMENTEIGENSCHAFTEN" akzeptieren die folgenden Standardeinstellungen für Muskel-Eigenschaften: Passive Steifigkeit des 0.4448 N/mm, Passive Dämpfung von 1,75 e-2 Ns/mm, Muskel ruhenden Belastung von 0.4448 N. Check die Radio-Buttons "Linken Bein" und "Rechtes Bein" für Muskel-Zuordnungen. Klicken Sie auf "Anwenden", um die Konfigurationen zu akzeptieren.
Hinweis: Die 45 Beinmuskulatur-Set enthält die folgenden Muskeln: Adductor Brevis, Adductor Longus, Adductor Magnus (drei Gruppen), Biceps Femoris langen Kopf, Biceps Femoris kurzer Kopf, Beinstrecker M.digitorum, Beinstrecker Hallucis, Flexor M.digitorum, Flexor Hallucis Gastrocnemius, Gemellus, Gluteus Maximus (drei Gruppen), Gluteus Medias (drei Gruppen), Gluteus Minimis (drei Gruppen), Gracilis, Kniesehne, Iliacus, seitliche Gastrocnemius, mediale Gastrocnemius, Kammmuskel, Peroneus Brevis, Peroneus Longus, peronaeus Tertius, Piriformis, Psoas, Quadriceps Femoris, Rectus Femoris, Sartorius, Semimembranosus, Semitendinosus, Soleus, Tensor Faszien Latae, m. Tibialis Anterior, m. Tibialis Posterior, Vastus Intermedius, Vastus Lateralis, Vastus Medialis.
5. Multi-Body Dynamik-Simulationen
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Inverse Kinematik Simulation durchgeführt
- Innerhalb des Haupt-Modellierung-Panels aus der Dropdown-Liste im Hauptmenü, wählen Sie "Workflow". Wählen Sie aus der Dropdown-Liste des Untermenüs "Gang" und "Trial". Geben Sie im Abschnitt "Dynamische Studiendaten" den Dateinamen der freiung dynamischer Bewegung erfassen (in Slf-Datei-Format), und klicken Sie auf "Laden", um die Daten zu importieren. Weiterhin die entsprechende Reaktion Bodentruppe eingeben Daten Datei (im Slf-Datei-Format), und klicken Sie auf "Laden", um die Daten zu importieren.
- Innerhalb des Haupt-Modellierung-Panels aus der Dropdown-Liste im Hauptmenü, wählen Sie "_Analyze". Führen Sie die Neuaufbau Analyse Modell Haltung die Haltung am Anfang des dynamischen Prozesses entsprechend anpassen.
- Öffnen Sie die Simulation. Deaktivieren Sie die Effekte von Schwerkraft und Boden Reaktionskräfte. Wählen Sie die ganze Bewegung Testversion als die Länge der Simulation.
- Geben Sie einen Zeitschritt der Simulation von 100 Schritte/s laufen eine inverse kinematische Simulation angetrieben durch die Motion-Capture-Daten. Die inverse Kinematik Simulationsanalyse zu retten.
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Erstellen einen Motion-Tracker-agent
- Öffnen Sie den Motion Tracker Agent erstellen. Übernehmen Sie den Standardnamen Tracker: MA_Track.
- Legen Sie die translationale Steifigkeit und Rotations Steifigkeit als 10 N/mm und 1.000 Nmm / °, jeweils. Legen Sie die translationale Dämpfung "und" Rotations Dämpfung als 10 Ns/mm und 1.000 NMM / °, beziehungsweise. Legen Sie alle translatorische und rotatorische Freiheitsgrade als angetrieben.
- Roman Da nur der Unterkörper-Modell für die vorderen dynamische Simulation verwendet wird, muss ein Motion-Tracker Konto für die Instabilität aufgrund mangelnder Bewegung Oberkörpers.
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Training der Beinmuskulatur
- Öffnen Sie die Weichteile Konfigurations-Panel. Wählen Sie Closed-Loop-einfach für das Muskelmodell. Legen Sie die folgenden Parameter für das Muskelmodell: Proportional einen Gewinn von 1.0E6, Integral einen Gewinn von 1.0E6 und Ableitung von 1.0E4 zu gewinnen.
- Wählen Sie die inverse Kinematik Simulationsanalyse das Ziel des Muskel-Trainings sein. Wenden Sie das Muskeltraining.
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Importieren einer flexiblen tibia
- Öffnen Sie den flexiblen Körper Import-Bereich. Führen Sie die Ausrichtung Mapping mit drei bekannten Herstellern und ihren zugehörigen Knoten auf der Oberfläche der flexiblen Tibia.
- Wählen Sie die starre Tibia durch flexible Tibia ersetzt werden. Wählen Sie die MNF-Datei, die die flexible Tibia. Wählen Sie die Muskel Befestigung Zuordnungsdatei für Wiederanbringen Beinmuskulatur an der flexiblen Tibia. Importieren Sie die flexible Tibia am Muskel-Skelett-Modell.
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Durchführung nach vorne dynamische Simulation mit der flexiblen Tibia in Ort
- Öffnen Sie die Simulation. Die Auswirkungen der Schwerkraft und Boden-Reaktionskräfte zu ermöglichen. Deaktivieren Sie die Effekte von Bewegung Agenten.
- Wählen Sie die Simulation für die Dauer der gesamten Bewegung Studie durchführen. Setzen Sie Simulation Zeitschritt von 100 Schritte/s Run eine nach vorne dynamische Simulation von trainierte Muskeln angetrieben. Speichern Sie die vorwärts dynamische Analyse.
6. Erstellen eines flexiblen Tibia-Modells
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Erstellen eines 3D Flächennetz-Modells
- Öffnen Sie ein Bildbearbeitungsprogramm. Import-CT Scheiben im DICOM-Format. Erstellen Sie eine Maske mit der Region wachsenden Methode um die umliegenden Weichteile Knochengewebe trennen.
- Suche nach CT Scheiben wo Tibia und Fibula verbunden sind. Tibia und Fibula durch Löschen der Maske entlang der Verbindung der beiden Knochen zu trennen.
- Erstellen Sie eine zweite Maske mit der Region wächst Methode, nur den Schienbein Knochen aufzunehmen. Gehen Sie durch die CT-Scheiben, Hohlräume in der Tibia-Maske bestehenden aufzudecken. Füllen Sie die Hohlräume in der Maske. Erstellen Sie ein 3D Tibia-Objekt anhand der Tibia-Maske. Das 3D Tibia-Objekt als Datei im drawing Interchange Format (DXF) exportieren.
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Erstellen eines finite-Elemente-Tibia-Modells
- Eine FE-Analyse-Software-Programm zu öffnen. Importieren Sie die 3D Tibia-Modell-Datei mit der Endung DXF.
- Führen Sie den Befehl Sweep, duplizierte Elemente und Knoten zu entfernen. Führen Sie den Volume Mesh Befehl FE Tibia mit sechseckigen Elemente von 3 mm x 3 mm x 3 mm. weisen die folgenden Materialeigenschaften für alle Elemente erstellen Sie ein Modell: Elastizitätsmodul von 17 GPa, Poisson Verhältnis von 0,3 und Dichte des 1.9E-6 Kg/cm3.
Hinweis: Materialeigenschaften zugewiesen auf jedes Element in der Annahme, dass Knochengewebe innerhalb der Bereiche der Belastung von Knochen bei dynamischen Bewegungen24,25,26erlebt isotrop ist.
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Erstellung eines flexiblen Tibia-Modells
- Innerhalb der Haupt-Control Panel klicken Sie auf die "Geometrie & Mesh" Registerkarte und wählen Sie "Geometrie & Mesh". Im "Geometrie & Mesh" Pop-up-Fenster, im Abschnitt "Mesh" klicken Sie "Knoten" erstelle ich zwei neue Knoten um die Zentren der Knie und Knöchel Gelenke darstellen.
- Das Haupt-Control Panel klicken Sie auf die Registerkarte "Verbindungen" wählen Sie RBE2. Erstellen Sie im Popup-Fenster des RBE2 Link Verbindungen von Typ 2 starre Body-Element (RBE2) zwischen den gemeinsamen Knoten und Flächenknoten auf die Knie und Knöchel Oberflächen.
- Das Haupt-Control Panel klicken Sie auf Registerkarte "Randbedingungen". Klicken Sie im Abschnitt "Randbedingungen" auf die Schaltfläche "Neu". Wählen Sie "DOF_Set-Knoten". Erstellen Sie im Pop-up-Fenster "Randbedingung Eigenschaften" eine Randbedingung durch Zuordnung von sechs Freiheitsgrade zu jedem der beiden RBE2 gemeinsame Knoten.
- Das Haupt-Control Panel klicken Sie auf Registerkarte "Belastungsfälle". Klicken Sie im Abschnitt "Belastungsfälle" auf "Neu", wählen Sie "Adams Craig-Bampton"19. Klicken Sie im Popup-Fenster "Lastfall Eigenschaften" "DOF-Set-Knoten". Wählen Sie die Dofset_nodes in den oben genannten Schritt erstellt.
- Das Haupt-Control Panel klicken Sie auf das Register "Stellenmarkt". Klicken Sie im Bereich "Jobs" auf "Neu". Wählen Sie "Struktur". Wählen Sie im Popup-Fenster "Auftragseigenschaften" den Lastfall in der vorherigen Schritt erstellt. Klicken Sie auf die Schaltfläche "Job-Ergebnisse". Wählen Sie im Popup-Fenster "Ergebnisse" "Stress" und "Belastung". Wählen Sie auch "Kilogramm" Masse, "Newton" Kraft, "Millimeter" für Länge und "Zweite" für Zeit. Klicken Sie auf die Schaltfläche "Ausführen".
- "Auftrag ausgeführt" Popup-Fenster klicken Sie auf den Button "Absenden" übermitteln Sie den Auftrag für eine FE-Simulation und die modale neutrale Datei (MNF) der Tibia16zu schaffen.
7. Daten Belastungsanalysen
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Knochen-Stamm-Daten exportieren
- Öffnen Sie den Postprozessor des Simulationsprogramms Mehrkörper. Laden Sie das Plug-in-Haltbarkeit-Programm.
- Öffnen Sie die Simulation mit der flexiblen Tibia durch Klicken auf den Namen der Simulation. Exportieren Sie die maximalen und minimalen hauptdehnungen und maximale Scherung Belastung der Knoten repräsentieren die Antero-medialen Aspekt der Mitte tibiale Diaphyse.
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Verarbeitung von rohen Stamm Daten
- Öffnen Sie einen Computer-Programmierung von Software für die Datenverarbeitung. Importieren Sie rohen Stamm-Daten. Die raw-Daten mit einer Grenzfrequenz von 15 Hz eine vierte Bestellung Butterworth Tiefpassfilter zuweisen.
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Representative Results
Ein gesundes kaukasischen Männchen (19 Jahre, Höhe 1.800 mm, Gewicht 80 kg) meldete sich freiwillig für die Studie. Vor der Datenerhebung das Thema überprüft und unterzeichnet die Einverständniserklärung vor der Teilnahme an der Studie von der Universität Institutional Review Board genehmigt. Das Experiment wurde unter der Deklaration von Helsinki durchgeführt. Der Versuch wurde basierend auf das folgende Protokoll durchgeführt.
Um die Richtigkeit der dynamischen Simulation vorwärts zu überprüfen, wurden Unterkörper-Gelenkwinkel aus der Simulation im Vergleich zu den entsprechenden Gelenkwinkel, gemessen von der Motion-Capture-Daten durch eine Biomechanik-Analyse-Programm verarbeitet. Eine statistische Analyse-Software wurde verwendet, um Kreuz-Korrelationskoeffizienten der Vergleiche zu berechnen. Die Kreuzkorrelation Berechnung erlaubt 10 Lags in positive und negative Richtung. Jede Verzögerung entsprach einem Zeitschritt in der vorderen dynamische Simulation (0,01 s). Die maximale Kreuz-Korrelationskoeffizienten wurden identifiziert.
Sichtprüfung der Abbildung 2, Abbildung 3und Abbildung 4 zeigt die Ähnlichkeiten zwischen der Gelenkwinkel produziert mit den experimentellen Daten und mit den Simulationsdaten. Starke Kreuz-Korrelationskoeffizienten fanden sich zwischen experimentellen und Simulation Gelenkwinkel bei null Lag (Tabelle 1).
Peak-Stämme bei der Antero-medialen Region der Mitte tibiale Welle bei der Landung aus drei verschiedenen Höhen sind in Tabelle 2dargestellt. Unter den drei Landung Höhen demonstriert die 52 cm Landung Zustand der größte Peak maximale Prinzipal, Spitze minimale Kapital und Peak maximale Scherung Stämme. Darüber hinaus war es, als die Fallhöhe erhöht, die Spitze maximale hauptdehnungen erhöht beobachtet.
Abbildung 1: fachspezifische Muskel-Skelett-Modell in der vorliegenden Studie erstellt. Diese untere Körper Muskel-Skelett-Modell umfasst sechs starren Segmenten (Becken, Linker und rechter Oberschenkelknochen linken Schienbein und Linker und Rechter Fuß) und eine flexible Tibia (rechten Tibia). 90 Beinmuskeln sind am Modell befestigt. Zwecks Visualisierung ist jeder Muskel durch eine Koralle Farbe Linie dargestellt. Gemeinsame Kompetenzzentren werden durch blaue Lichtkugeln für rechten unteren Körper und lila Kugeln für linken unteren Körperhälfte dargestellt. Bitte klicken Sie hier für eine größere Version dieser Figur.
Abbildung 2: gemeinsame Vergleiche der Winkel (in Grad) zwischen experimentellen Motion-Capture-Daten und Simulationsdaten für Drop-Landung von 26 cm Höhe. Durchgezogene Linien repräsentieren Gelenkwinkel mit experimentellen Motion-Capture-Daten berechnet. Gepunktete Linien repräsentieren Gelenkwinkel von Mehrkörper dynamische Simulationsdaten produziert. Vertikale Linien stellen Momente der Auswirkungen. Bitte klicken Sie hier für eine größere Version dieser Figur.
Abbildung 3: gemeinsame Vergleiche der Winkel (in Grad) zwischen experimentellen Motion-Capture-Daten und Simulationsdaten für Drop-Landung von 39 cm Höhe. Durchgezogene Linien repräsentieren Gelenkwinkel mit experimentellen Motion-Capture-Daten berechnet. Gepunktete Linien repräsentieren Gelenkwinkel von Mehrkörper dynamische Simulationsdaten produziert. Vertikale Linien stellen Momente der Auswirkungen. Bitte klicken Sie hier für eine größere Version dieser Figur.
Abbildung 4: gemeinsame Vergleiche der Winkel (in Grad) zwischen experimentellen Motion-Capture-Daten und Simulationsdaten für Drop-Landung von 52 cm Höhe. Durchgezogene Linien repräsentieren Gelenkwinkel mit experimentellen Motion-Capture-Daten berechnet. Gepunktete Linien repräsentieren Gelenkwinkel von Mehrkörper dynamische Simulationsdaten produziert. Vertikale Linien stellen Momente der Auswirkungen. Bitte klicken Sie hier für eine größere Version dieser Figur.
| Droplanding Höhen | ||||||
| 26 cm | 39 cm | 52 cm | ||||
| Unterkörper-Gelenke | Kreuz-Korrelationskoeffizient | Verzögerung | Kreuz-Korrelationskoeffizient | Verzögerung | Kreuz-Korrelationskoeffizient | Verzögerung |
| Knöchel | 0.998 | 0 | 0.998 | 0 | 0,999 | 0 |
| Knie | 1 | 0 | 1 | 0 | 1 | 0 |
| Hüfte | 0,999 | 0 | 1 | 0 | 1 | 0 |
Tabelle 1: Kreuz-Korrelationskoeffizienten und Lags aus Vergleiche zwischen Gelenkwinkel produziert basierend auf Motion-Capture-Daten und Gelenkwinkel produziert von Simulationsdaten. Eine Studie in jeder Höhe wurde für den Vergleich verwendet. NULL Verzögerung zeigt keinen Unterschied in der Zeit, wann die Gelenkwinkel zwischen den beiden Ansätzen hergestellt wurden.
| Droplanding Höhen | |||
| Knochen-Stamm (µstrain) | 26 cm | 39 cm | 52 cm |
| Maximale Principal | 1160 | 1270 | 1410 |
| Mindestens Principal | -659 | -598 | -867 |
| Maximale Scherung | 893 | 870 | 1140 |
Tabelle 2: Tibia Knochen Stämme an der Antero-medialen Aspekt des Schachtes Mitte Tibia während Drop-Landung aus drei verschiedenen Höhen. Maximale Prinzipal, minimale Prinzipal und maximale Scherung Stämme dargestellt werden.
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Discussion
Der Zweck dieser Studie war es, eine nicht-invasive Methode zum Bestimmen der Tibia Verformung bei hohen Impact-Aktivitäten zu entwickeln. Quantifizierung der Tibia Belastung durch Stoßbelastung führt zu einem besseren Verständnis der Stressfraktur der Tibia. In dieser Studie wurde ein fachspezifisches Muskel-Skelett-Modell entwickelt und Computersimulationen wurde durchgeführt, um die Bewegungen, Drop-Landung in einer Laborumgebung zu duplizieren. Die Wirkung der Tropfen-Podesthöhe auf tibiale Stamm wurde untersucht. Beobachtet, dass in dieser Studie als Drop-Landung Höhe erhöht, so hat die maximale hauptdehnungen Höhepunkt. Unter den drei Landung Bedingungen führte 52cm Zustand auch die höchsten Gipfel maximale Prinzipal, minimale Kapital und maximale Scherung Stämme.
Beschränkt in-Vivo -Daten gibt es in der Literatur in Bezug auf die Wirkung von Drop-Landung auf Tibia Stamm. Milgrom Et Al., berichteten die maximale wichtigsten Belastung von 896-1.007 µstrain während Landungen aus drei verschiedenen Höhen (26, 39, 52 cm) bis14. Ekenman Et Al. berichtet eine durchschnittliche Belastung von 2.128 µstrain bei der Landung von einem 45 cm Höhe13. Die wichtigsten maximale Belastung von Computer-Simulationen wurden zwischen 1.160-1.410 µstrain bei der Landung aus drei verschiedenen Höhen (26, 39, 52 cm), die waren höher als die von Milgrom Et Al. berichtet, aber niedriger als die von Ekenman gemeldet Et al. 13 , 14
Aus folgenden Gründen können der Unterschied in der Belastung zwischen den aktuellen und früheren Studien beitragen. Erstens die demographische Unterschiede bestehen zwischen der Themen in dieser und früheren Studien. Wir haben eine körperlich aktive männliche Person. Ekenman Studie umfasste ein weibliches Subjekt13. Milgrom Studie enthalten sowohl Männchen und Weibchen und die durchschnittliche Stämme14berichtet. Zweitens kann Schuhe Unterschiede in der Belastung der Knochen eine Rolle spielen. Lanyon Et Al. untersuchten die Wirkung von Schuhen über Tibia Stämme, fanden sie, dass gehen und laufen barfuß zu größeren Belastungen im Vergleich zu tragen Schuhe12geführt. Die aktuelle Studie verwendet einen barefoot Landing-Protokoll, die Dehnungswerte berechnet waren größer als die von Milgrom Et al. Studie, die eine Landung-Protokoll mit standard Sportschuhe14verwendet. Drittens können Veränderungen bei der Landung Strategie die tibiale Belastung ebenfalls beeinflussen. In der vorliegenden Studie war es möglich, dass das Thema eine Strategie, wie zunehmende Stamm Flexion wählen könnte zu helfen, die Auswirkungen zu verringern, wenn die Tropfen-Podesthöhe erhöht. Diese Strategie könnte dazu beitragen, die Tibia vor große Belastungen zu schützen. Milgrom Et Al. schlug auch eine mögliche Schutzstrategie von seinen Untertanen14verwendet. Viertens: gäbe es ein leichter Unterschied an Orten wo tibiale Belastung überwacht wurde. Unsere Studie untersucht die Knochen Belastung an der Antero-medialen Aspekt des Schachtes Mitte tibiale. Milgrom Et Al. wurden Stämme aus der medialen Region Mitte-tibiale Welle14gezählt. Der Sagittalebene Biegemoment an der Tibia während der Landung führen hohe maximale wichtigsten Dehnung in Orte in der Nähe der vorderen Regionen der tibiale Welle. Dennoch scheinen unsere Stamm-Ergebnisse vergleichbar mit Ergebnissen aus früheren Studien und verlieben Sie sich in den Dehnungsbereich (400-2.200 µstrain) berichtet von jenen in Vivo Studien10,13,14.
Die Tibia Dehnungswerte aus dieser nicht-invasiven Ansatz gewonnen werden durch die Genauigkeit des Muskel-Skelett-Modells beeinflusst. Cross-Korrelationen wurden durchgeführt, um den experimentellen Gelenkwinkel Daten und Computer Simulation während Drop-Landungen zu untersuchen. Starke Korrelationskoeffizienten fanden sich zwischen den experimentell gemessenen Daten und Computer Simulation. Dies bedeutet, dass das fachspezifische Modell in dieser Studie entwickelten die Drop-Landung-Bewegungen einigermaßen replizieren kann. Darüber hinaus waren die tibiale Stämme berichtet in dieser Studie deutlich unter 3.000 µstrain, das bestätigt die Annahme aus anderen Studien abgeleitet, die die Tibia Knochen Verformung während Drop-Landungen14,15linear ist. Also, mit den berechneten Stamm-Daten im linearen Bereich und ausgezeichnete Replikationen Bewegungsmuster zu landen, schlossen wir, dass die Belastung Daten aus dieser nicht-invasiven Ansatz recht genau waren. Die aktuelle Studie rekrutiert andererseits nur ein Thema um Knochen Belastung während Drop-Landungen zu untersuchen. Zukünftige Studien könnte prüfen, ob eine Dosis-Wirkungs-Beziehung zwischen Drop-Landung Höhen und Schienbein Knochen Stämme mithilfe einer großen Stichprobe-Größe.
Die Bedeutung dieser Studie ist es, eine innovative nicht-invasive Methode zur Messung der Verformung der Knochen einzuführen. Diese nicht-invasive Ansatz richtet sich die Grenzen verbunden mit der konventionellen in Vivo DMS Messung, die nicht auf einer großen Stichprobe von menschlichen Probanden angewendet werden könnte. Darüber hinaus befasst sich die aktuelle vorgeschlagene Methode mit Einschränkungen verbunden mit einem bereits gemeldeten nicht-invasive Methode16,17, die wirkten sich mit begrenzten kinematische Daten um die Simulationen zu fahren und war nur geeignet für geringe Auswirkungen Bodenbewegungen wie walking zu studieren. Stressfrakturen der Tibia in der sportlichen und militärischen Bevölkerung hoch bleiben, ist es wichtig, die Wirkung der hohen Auswirkungen körperliche Aktivitäten (z.B.laufen, springen und schneiden) auf tibiale Knochen Antworten zu studieren. Der aktuelle innovative nicht-invasive Ansatz scheint eine praktikable Lösung für die Durchführung dieser Studies zu sein. Dies wird Licht auf die Entwicklung von angemessenen körperlichen Trainingsprotokolle für Sportler und Rekruten, Tibia Druckverletzungen zu reduzieren. Darüber hinaus bietet innovative nicht-invasive Methode die Möglichkeit, Knochen-Stämme in anderen Knochen mit implementierten Messgeräte wie das Femur und Strahlbein unzugänglich zu bewerten.
Wichtige Fragen im Zusammenhang mit dieser nichtinvasiven Knochen Dehnungsmessung müssen hier angesprochen werden. Erstens ist ein generisches Unterkörper-Muskel-Skelett-Modell basierend auf Alter, Geschlecht, Körpergewicht und Körpergröße des Individuums erstellt mithilfe der GeBOD Datenbank27. Experimentell gemessene räumlichen Positionen der Unterkörper-gemeinsame Kompetenzzentren werden verwendet, um das Muskel-Skelett-Modell zu verfeinern. Im Vergleich zu das generische Modell, präsentiert diese fachspezifischen Modellierungsansatz ein besser Muskel-Skelett-Modell der physikalischen Struktur des Individuums. Zukünftige Studien könnten ein Ganzkörper Muskel-Skelett-Modell für die Bewegung des oberen Körpers während Mehrkörper dynamische Simulationen zu entwickeln.
Zweitens gibt es 45 Muskeln jedes Bein im Modell zugeordnet. Ursprünge und Einfügungen der Muskeln sind anatomisch entschlossen27. Ein einfache geschlossene Algorithmus wird verwendet, um einzelne Muskel Kraft Produktion zu leiten. Insbesondere wird die Änderung der Muskel Länge Geschichte während der dynamischen Bewegung wie Landung über die inverse Kinematik Simulation aufgezeichnet. Wenn die vordere dynamische Simulation ausgeführt wird, wurde ein PID-Regler zugewiesen jeder Muskel und verwendet, um die notwendige Muskelkraft zum Duplizieren der Muskel Länge Geschichte zuvor aufgezeichnet zu regulieren. Dieser einfache geschlossene Algorithmus erzeugt hervorragende Ergebnisse bei der Replikation gemeinsame Kinematik. Jedoch ist dieser Ansatz berücksichtigt keine neuronalen Koordination zwischen den Muskeln mit ähnlichen Funktionen und könnte nicht für Co-Kontraktionen von Antagonisten Konto. Zukünftige arbeiten eventuell mit einem Hügel-basierte Muskelmodell, bestehend aus einem kontraktilen wirkelement (CE) und eine passive elastisches Element (PE). Die Hill-basiertes Modell integriert die Muskel Kraft-Geschwindigkeit und Kraft-Länge-Beziehungen, um Spannung zu erzeugen. Die berechneten Muskelkraft kann dann mit EMG-Daten für die Validierung verglichen werden.
Drittens entsteht ein fachspezifisches Tibia-Modell von CT-Bildern, die wahre Geometrie des Knochens Tibia untersucht zu vertreten. Während der CT-Bildgebung ist die primäre Methode, die wahre Geometrie des Knochens Tibia zu erhalten, können andere bildgebenden Verfahren wie Magnetresonanztomographie (MRT) auch verwendet werden, um die fachspezifischen Tibia-Modell zu produzieren. Das aktuelle Protokoll der Modellierung übernimmt auch, die Materialeigenschaft des Schienbeins isotrop sein. Eine generische Dichtewert von 1.9E-6 kg/cm3 und einer einzigen Elastizitätsmodul von 17 GPa alle tibiale FE-Elementen zugeordnet sind. Zukünftige Studien sollten Dichtewerte aus allen Regionen in der Tibia zu erhalten. Dies kann durch die Einführung einer geeichten Phantom während der CT-Scan. Knochendichte kann dann basierend auf CT Hounsfield Einheiten berechnet werden. Elastizitätsmodul des Knochengewebes kann weitere basierend auf Dichte Daten berechnet werden. Das Tibiale FE-Modell fachspezifische Materialeigenschaften zuweisen wird realistischer Knochen Belastung durch Simulationen Ergebnissen.
Viertens ist eine modale FE-Analyse verwendet, um Knochen Stämme zu berechnen. Während dieser Modalanalyse werden Frequenzgänge berechnet entsprechend der mechanische Belastungen (linear und eckige Kräfte) auf die Knie und Knöchel Gelenke verhängt. Eine flexible Tibia vertreten durch eine Truppe-Datei wird aus der Modalanalyse FE generiert. Dieses flexible Tibia ist das fachspezifische Muskel-Skelett-Modell ersetzen die entsprechenden steife Tibia vorgestellt. Während der nachfolgenden vorwärts dynamische Simulation wird die Verformung der flexiblen Tibia bei jedem Zeitschritt quantifiziert. Im Vergleich zu traditionellen FE-Analyse, die die mechanische Reaktionen des Objektes FE bestehend aus Tausenden von Freiheitsgraden (Tausende von Elementen und Knoten) bei jedem Zeitschritt Bewegung berechnet, beschäftigt sich dieser Ansatz der Modalanalyse mit weit weniger zahlen von Freiheitsgrade in den Frequenzbereich (z. B.12 Belastungsbedingungen aus den Gelenken Knie- und Sprunggelenk). Mit der Modalanalyse Ansatz ist Rechenzeit von mehrere Stunden/Tage bis weniger als 1 h für eine typische Simulation deutlich reduziert. Neben den Vorteil, weniger Computerzeit beanspruchen ist Modalanalyse Ansatz ideal für computing kleine Verformung (< 10 %) von steifen Strukturen wie Knochengewebe erlebt.
Schließlich müssen die Vorteile der aktuellen nicht-invasive Ansatz gegenüber einer zuvor aufgezeichneten Methode16,17 hier angesprochen werden. (A) unsere Muskel-Skelett-Modell ist raffiniert, genauere Unterkörper-gemeinsame Kompetenzzentren, besitzen die durch funktionale gemeinsame Bewertung22hergestellt werden. Die bisherige Methode definiert gemeinsame Kompetenzzentren für das Modell basierend auf der Plug-in Gang Verfahren21 mit Hilfe der Verwendung einer begrenzten Anzahl von visuelle Markierungen. (B) dieses Modell enthält 45 Muskeln jedes Bein im Vergleich zu nur 12 Muskeln im Vorgängermodell verwendet. Erhöhung der Zahl der Beinmuskulatur im Muskel-Skelett-Modell würde die Qualität der Simulation verbessern. (C) während der inversen kinematischen Simulation wird das Muskel-Skelett-Modell durch eine Reihe von 34 visuelle Marker platziert auf der unteren Körperhälfte, wodurch bessere Verdoppelung der tatsächlichen Bewegung angetrieben. Im Gegensatz dazu der vorherigen Ansatz verwendet nur 16 Marker derselben Simulation zu fahren, und dies kann numerische Fehler führen, bis hin zur Simulation. (D) während der vorwärts dynamische Simulation Boden der realen Auswirkungen, dass Kräfte auf diesem Muskel-Skelett-Modell zur Simulation der Bewegung angewendet werden. Die bisherige Methode ist jedoch nicht in der Lage, Auswirkungen von Bodentruppen in der Simulation zu integrieren. Ohne Verwendung von realen Auswirkungen Bodentruppen während vorwärts dynamische Simulationen, die bisherige Methode beschränkt sich auf Aktivitäten mit geringen Auswirkungen zu studieren. Die oben genannten Schritte, die wir ergreifen, um die Treue des fachspezifischen Muskel-Skelett-Modells zu verbessern scheinen für die Prüfung der tibiale Verformung bei menschlichen Bewegungen erfolgreich zu sein. Die Zugabe der Einbeziehung der wahren Wirkung Bodentruppen in Simulationen als erforderlich erweist, Knochen Belastung bei hohen Boden Auswirkungen Aktivitäten zu studieren.
Abschließend wird in Vivo Schienbein Knochen Verformung normalerweise durch die konventionelle Fleck-Messgerät-Methode gemessen. Dieser Ansatz ist verbunden mit Einschränkungen wie eine invasive Art, weniger Freiwillige, kleine Knochenoberfläche Bereiche analysiert, etc. einen neuartigen Ansatz beschäftigt Gesamtfahrzeug dynamische Simulationen mit modalen FE-Analyse wurde in dieser Studie vorgeschlagen Tibia Verformung bei Drop-Landungen zu quantifizieren. Es ist offensichtlich, dass dieser Ansatz die Einschränkungen geerbt von der konventionellen DMS-Messung zu beheben kann. Darüber hinaus, wie dieser Ansatz mit echten experimentellen kinematischen und kinetischen Daten sowie eine fachspezifische Muskel-Skelett-Modell und flexible Tibia profitiert, dynamische Simulation und modal FE-Analyse durchzuführen, stellt es eine enorme Verbesserung in der Forschungs-Protokoll über einen zuvor aufgezeichneten Methode. Somit konnte dieser nicht-invasiven Ansatz nutzen fachspezifische Daten für dynamische Simulationen mit FE Modalanalyse kombiniert Gesamtfahrzeug ein viel versprechendes Instrument, tibiale Verformung bei dynamischen Bewegungen zu studieren. Zukünftige Forschung könnte diese Methode Knochen Stämme während hohe Schlagzähigkeit Aktivitäten für eine große Kohorte Verletzungen Mechanismen von Knochenbrüchen Stress Studium Studium beschäftigen.
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Disclosures
Die Autoren erklären, dass sie keine finanziellen Interessenkonflikte.
Acknowledgments
Abteilung von der Armee #W81XWH-08-1-0587, #W81XWH-15-1-0006; Ball State University 2010 ASPiRE gewähren.
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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