Summary
在着陆期间, 下半身的骨骼经历了巨大的机械负荷, 并且变形了。测量骨的变形以更好地了解与撞击有关的骨应激损伤的机制是非常必要的。一种新的方法, 结合学科特定的肌肉骨骼模型和有限元分析是用来测量胫骨应变在动态运动。
Abstract
骨应激损伤在运动和军事训练中普遍存在。在训练过程中, 重复的大地面撞击力可能是原因。重要的是要确定高地冲击力对下肢骨变形的影响, 以更好地了解骨应激损伤的机制。传统的应变测量方法用于研究体内胫骨变形。这种方法与限制, 包括程序的侵袭性, 少数人类的参与, 和有限的应变数据从小骨表面积。本研究旨在介绍一种新的方法来研究胫骨骨应变在高冲击载荷条件下。一个主题特定的肌肉骨骼模型被创建来代表一个健康的男性 (19 岁, 80 公斤, 1800 毫米)。基于 ct 扫描的对象右胫骨, 建立了一种灵活的有限元胫骨模型。进行了实验室运动捕获, 以获得不同高度 (26、39、52厘米) 降落的运动学和地面反应力。采用多体动态计算机模拟方法, 结合弹性胫骨的模态分析, 对下落着陆时胫骨应变进行量化。计算出的胫骨应变数据与先前的体内研究吻合良好。很明显, 这种非侵入性的方法可以应用于研究大型队列的高冲击活动胫骨骨应变, 这将有助于更好地理解胫骨应力性骨折的损伤机制。
Introduction
骨应激损伤, 如应力性骨折, 是严重的过度使用性损伤, 需要长时间的恢复, 并招致重大医疗费用1,2。应力性骨折在运动和军事人口中都很常见。在所有运动相关的损伤中, 应力性骨折占总3的10%。特别是, 田径运动员在 20%4时面临较高的伤害率。士兵也经历了高压力骨折的发病率。例如, 据报道, 美国陆军的6% 受伤率为1 , 在以色列军队的5中报告了31% 的伤害率。在所有报告的应力性骨折中, 胫骨应力骨折是最常见的一个6,7,8。
运动和体育训练, 有较高的胫骨应力骨折风险通常与高地面影响 (例如, 跳跃, 着陆和切割)。在运动过程中, 当脚接触地面时, 地面撞击力会被应用到身体上。这种撞击力被肌肉骨骼系统和鞋类所消散。骨骼系统作为一系列杠杆, 允许肌肉施加力量来吸收地面撞击9。当腿部肌肉不能充分减少地面撞击时, 下肢骨骼必须吸收残余力。骨结构在这个过程中会经历变形。残余冲击力的重复吸收可能导致骨骼中的 microdamages, 这将积聚并成为应力性骨折。到目前为止, 与外部地面撞击力有关的骨骼反应的信息是有限的。研究胫骨骨在动态运动过程中如何响应高冲击力引入的机械载荷是很重要的。在高撞击活动中检查胫骨骨的变形, 可以更好地了解胫骨应力性骨折的发生机制。
用于测量骨骼变形的常规技术在体内依赖于仪器应变表10,11,12,13,14,15。在骨表面植入应变片需要手术治疗。由于侵入性的性质,在体内研究受志愿者的小样本的限制。此外, 应变计只能监测骨骼表面的一个小区域。本文介绍了一种利用计算机模拟分析骨应变的非侵入性方法1617。这种方法可以将肌肉骨骼模型和计算模拟结合起来, 研究人体运动过程中的骨骼应变。
肌肉骨骼模型由骨骼和骨骼肌肉代表。骨架由骨段组成, 它们是刚性或非变形体。骨骼肌肉被建模为控制器使用渐进积分-导数 (PID) 算法。三期 PID 控制使用估计中的错误来提高输出精度18。从本质上讲, 代表肌肉的 PID 控制器试图通过发展必要的力量来复制身体运动, 从而在一段时间内产生肌肉的长度变化。PID 控制器使用长度/时间曲线中的误差来修改复制运动的力。这个模拟过程创造了一个可行的解决方案, 协调所有的肌肉一起工作, 以移动骨骼和产生身体运动。
肌肉骨骼模型骨架中的一个或多个段可以被建模为柔性体, 以允许测量变形。例如, 胫骨骨可以分解成有限数量的元素, 由数以千计的元素和节点组成。通过有限元分析, 可以研究机械载荷对挠性胫骨的影响。有限元分析计算了各个元素随时间推移的加载响应。随着骨元素和节点数量的增加, 有限元分析的计算时间将显著增加。
为降低计算成本, 并对柔性体的变形进行精确评价, 采用模态有限元分析方法, 在汽车和航天工业中应用了19,20。该过程不是分析单个 FE 元素对时间域内机械载荷的响应, 而是根据频率域中不同的振动频率来评估物体的机械响应。此方法使计算时间大大减少, 同时提供了对变形20的精确测量。虽然模态有限元分析已广泛应用于汽车和航天领域的机械疲劳研究, 但这种方法在人类运动科学中的应用却十分有限。Al Nazer et, 使用一种模态有限元分析, 检查人体步态中的胫骨变形, 并报告令人鼓舞的结果16,17。然而, 只有利用有限的运动学数据进行计算机仿真, 才对其方法产生很大的影响;没有真正的地面撞击力用于辅助模拟。这种方法可能是合理的研究低冲击慢动作, 如步行, 但它不是一个可行的解决方案, 研究高地面撞击运动。因此, 为了检查在动态高影响活动期间的下肢骨反应, 必须开发一种创新的方法来解决与以前报告的方法相关的限制。具体来说, 必须开发一种利用精确的实验运动数据和实际地面冲击力的方法。因此, 本研究的目的是建立一个特定主题的肌肉骨骼模型, 进行多体动力学模拟, 用模态有限元分析, 检查胫骨应变在高冲击活动。选择了由不同高度的降落所表示的动态高冲击运动来测试该方法。
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Protocol
这项试验是根据《赫尔辛基宣言》进行的。在收集数据之前, 该主题审查并签署了大学机构审查委员会批准的同意表格, 然后才参加研究。
1. CT 成像协议
- 把参与者带到一个有 CT 扫描仪的设施。在 ct 扫描之前, 配置 ct 机具有以下参数: ct 切片厚度为0.625 毫米, ct 视场为15厘米 x 15 厘米, 并采用机器算法自动设置峰值电压 (kVp) 和毫安秒 (mAs) 参数。
- 让参与者躺在一个桌子上, 在 CT 扫描仪中滑动成一个圆环。请参与者在 CT 扫描期间保持非常静止。每条腿分别从跟骨穿过股骨远端扫描。
- ct 扫描完成后, 将 ct 图像输出到数字影像和医学通讯 (DICOM) 格式。选择图像大小为 512 x 512 像素 (灰度刻度)。
注: CT 成像协议通常持续少于1小时。辐射剂量是极小的。它没有比正常的 X 射线医疗程序中遇到的更大的风险。
2. 人体测量规程
- 在实验室访问期间, 在运动捕捉之前, 测量参与者的身体质量 (千克), 身高 (毫米), 前上髂棘 (ASISs) (毫米), 腿部长度 (毫米), 膝关节宽度 (毫米) 和踝关节宽度 (mm) 之间的距离。
- ASIS 距离测量: 使用卡尺测量左 ASIS 和右 ASIS 之间的线性距离。
- 腿部长度测量: 使用卷尺测量双腿 ASIS 和内侧踝的线性距离。
- 膝关节宽度测量: 使用卡尺测量股骨两侧和内侧 epicondyles 之间的直线距离, 用于双膝。
- 踝关节宽度测量: 使用卡尺测量两侧和内侧足踝部之间的直线距离为两条腿。
注: ASIS 距离、腿部长度、膝关节和脚踝宽度用于在生物力学软件中建立一个主题模型 (参见材料表) 进行运动学和动力学计算。
3. 动作捕捉协议
注: 有关使用的所有软件和工具, 请参阅材料表。
- 反射标记的放置
- 将14毫米反光标记放在参与者身体的以下解剖骨性地标上: 肩过程、胸锁关节关节、胸骨基底、10 th 胸椎、ASISs、后髂后突刺 (PSISs), 1.5 厘米以上的侧膝关节线, 1.5 厘米以上的内侧膝关节线, 侧足踝部, 内侧足踝部, 后脚跟, 第二跖骨基地, 第五跖骨的基地。
- 分别在大腿和小腿上放置具有4标记簇的半刚性塑料板。
注: 为了获得更好的运动捕捉结果, 建议参与者赤脚穿紧身衣。此外, 标记放置过程遵循修改的 "插入步态" 协议21。共有39个反射标记用于运动捕捉, 其中34个被附加到下体。
- 指导参与者在机动跑步机上以自己选择的速度行走5分钟来热身。
- 运动捕捉程序空间的标定
- 电源上的运动捕捉系统 (12 高速红外线摄像头) 和两个力板。打开一个运动捕获软件程序。在主程序窗口中, 打开 "资源" 窗格。单击 "系统" 选项卡. 将摄像机频率配置为200赫兹, 并在2000赫兹处强制板频。
- 在主程序窗口中, 打开 "工具" 窗格。单击 "系统准备" 按钮。单击 "校准照相机"。单击 "开始"。要求研究人员挥动一个标准的5标记校准棒, 在房间空间内进行动态校准, 以便在那里进行降落运动。在获取5根魔杖数据后, 单击 "停止"。
- 将校准棒平放在地板上, 使其与力板的一个角对齐, 以便为校准的空间指定参照位置 (原点)。在 "系统准备" 工具窗格中单击 "设置卷原点"。
- 运动捕获软件程序的参与者准备
- 在主程序窗口中, 打开 "资源" 窗格。单击 "主题" 选项卡. 单击 "从标签骨架创建新主题" 按钮。从提供的模板文件列表中选择一个标签模板。
- 在 "属性" 窗口中, 输入主体的名称和体重 (千克)、身高 (mm)、ASIS 距离 (mm)、左、右腿长度 (mm)、左、右膝宽度 (mm) 和左、右踝宽 (mm) 的值。在 "主题资源" 窗格中, 右键单击主题名称, 然后单击 "保存主题"。
- 记录静态身体校准姿势
- 请参加者在校准室中间一动不动地站立, 双脚肩宽分开, 同时伸展上肢, 使身体上所有反光标记都能很好地暴露在相机中。
- 在主程序窗口中, 打开 "工具" 窗格。单击 "主题准备" 选项卡。在 "主题捕获" 部分中, 单击 "开始" 将3秒的运动试验记录为静态校准试验。
- 功能性关节中心的确定程序
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功能性髋关节中心
- 请学员站在一条腿上, 并将另一条腿稍稍向前伸。指导参与者在髋关节周围移动伸展腿的顺序如下: 移动前方, 返回中性, 前侧移动, 返回中性, 侧向移动, 返回中性, 后侧移动, 返回到中性, 移动向后, 返回中性, circumduction 运动。
- 在主程序窗口中, 打开 "工具" 窗格, 单击 "捕获" 选项卡。在 "捕获" 部分中, 单击 "开始" 记录每个功能性髋关节运动的运动试验。
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功能性膝关节中心
- 请参加者站在一条腿上, 并保持另一条腿的一个30°臀部超伸展。指导参与者执行45°膝关节屈曲与非负重腿5次。
- 在 "工具" 窗格的 "捕获" 部分中, 单击 "开始" 记录每个功能性膝关节运动的运动试验。
注: 有关功能性联合程序的详细信息, 请参阅施瓦茨 ( et )。22
-
功能性髋关节中心
- 下落着陆运动的行动捕获
- 随机使用三个不同的降落高度 (26 厘米、39厘米和52厘米) 的顺序14。
- 将高度调整后的木盒放置在橡皮垫覆盖的地板上, 其顶面面积为 50 x 50 厘米2 。木箱子是 11 cm 从力量板材的边缘。让参与者站在盒子表面。
- 指导参与者将其主导的脚直接延伸到盒子的前面, 并将重心向前移, 然后从盒子中离开。让参与者用两条腿同时在地面上同时用每只脚在单独的力板上着陆。
- 要求参赛者保持站立, 直至审讯的动作捕捉完成为止。重复运动捕捉三次, 收集三个运动试验的每一个高度。
- 运动捕获数据处理
- 打开一个运动捕获软件程序。在程序的主窗口中, 转到 "通信" 窗格。单击 "数据管理" 选项卡. 选择一个记录的运动试验, 并在程序中打开它。
- 在 "工具" 窗格中, 单击 "管线" 选项卡。从 "当前管线" 列表中, 选择 "重建" 管线。单击 "运行" 按钮开始重建过程, 获得三维 (3D) 反射标记的轨迹。
- 在 "工具" 窗格中, 单击 "标签/编辑" 选项卡。在 "手动标记" 部分中, 选择单个标记名称并标记相应的3D 轨迹。在标记完成时, 单击工具栏的 "保存" 按钮。
- 在 "工具" 窗格中, 单击 "管线" 选项卡。在 "可用操作" 部分中, 选择 "文件导出"。双击 "导出 C3D 管线"。单击 "运行" 按钮, 将已处理的运动试用版导出为坐标三维 (C3D) 格式的文件。
- 运动捕捉数据的生物力学分析
- 打开一个生物力学软件程序, 进一步处理运动捕捉数据。在顶部菜单中, 单击 "文件", 然后单击 "打开/添加" 按钮。选择要导入生物力学软件程序的原始 C3D 文件。
- 在顶部菜单中, 单击 "模型"。单击 "创建 (添加静态校准文件)"。从子菜单中, 选择 "混合模型从 C3DFile"。选择并打开静态校准 C3D 文件。
- 在顶部菜单中, 单击 "模型"。在下拉列表中, 单击 "应用模型模板"。选择并打开模型模板文件。单击工具栏上的 "模型" 选项卡。单击 "主题数据/度量值" 选项卡。在 "主题数据" 窗口中, 修改 "质量" 和 "高度" 的值以使模型具有特定主题。
- 单击工具栏上的 "模型" 选项卡。单击顶部菜单栏上的 "模型生成器高级后处理" 按钮。在 "模型生成器高级后处理" 的弹出窗口中, 单击 "功能连接" 选项卡. 选择 "从工作区添加运动文件"。
- 选择功能连接中心 C3D 文件。突出显示导入的功能连接文件。突出显示与文件匹配的功能连接。使用 "设置开始帧到当前帧" 和 "设置结束帧到当前框架" 来选择运动试用的适当部分。单击 "计算选中的地标" 按钮。重复此过程以计算其他功能连接中心, 以细化骨骼模型。
- 单击顶部菜单栏上的 "模型" 按钮。选择 "将模型分配给运动文件"。在 "分配模型到运动数据" 的弹出窗口中, 将主题特定的骨骼模型应用于所有的运动试验。
- 单击工具栏的 "管线" 按钮。在 "管线车间" 的弹出窗口中, 单击 "打开管线" 按钮。选择 "筛选目标管线"。单击 "执行管道" 按钮, 执行第四阶低通北海过滤器, 其截止频率为10赫兹, 用于运动捕捉试验的3D 轨迹。
- 单击工具栏的 "管线" 按钮。在 "管线车间" 的弹出窗口中, 单击 "打开管线" 按钮。选择 "过滤力管道"。单击 "执行管线" 按钮, 执行第四阶低通北海滤波器, 其截止频率为60赫兹, 用于运动捕捉试验的地面反应力。
- 单击顶部菜单栏的 "设置" 按钮。在 "使用处理过的类似物进行地面反应力计算" 和 "使用已处理的模型/段/LinkModelBased 项目的目标" 旁边放置复选标记。
- 单击工具栏的 "管线" 按钮。在 "管线车间" 的弹出窗口中, 单击 "打开管线" 按钮。选择 "基于模型的计算" 管线。单击 "执行管道" 按钮执行下体关节运动学和动力学计算。
- 单击工具栏的 "管线" 按钮。在 "管线车间" 的弹出窗口中, 单击 "打开管线" 按钮。选择 "导出 C3D 坐标" 管线。单击 "执行管道" 按钮以导出 C3D 文件中的较低体可视标记的已处理3D 坐标。
- 单击工具栏的 "管线" 按钮。在 "管线车间" 的弹出窗口中, 单击 "打开管线" 按钮。选择 "出口地面反应力" 管道。单击 "执行管道" 按钮, 将已处理的3D 地面反应力导出到二进制文件 (文件扩展名: 垫子)。
注意: 为了在着陆期间保持高撞击峰, 60 Hz 的截止频率用于过滤原地面反应力数据23。
- 为计算机模拟准备运动捕获数据
- 打开计算机编程软件。导入筛选的 C3D 数据文件和席子数据文件。
- 导出包含较低体连接中心坐标的文本文件。将 C3D 数据文件和席子数据文件转换成文本文件 (文件扩展名: slf), 供多体动态模拟程序使用。
4. 专题具体建模程序
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创建低体骨骼模型
- 通过安装人体建模插件, 打开多体动态仿真软件程序。在此过程中, 人体建模插件模块将自动打开。在初始屏幕中, 双击 "新建模型" 图标以打开 "模型生成" 控制面板。
- 在主建模面板的 "人体测量数据库库" 部分中, 从下拉列表中选择一般正文 (GeBOD)。在主建模面板中, 指定体质量 (千克)、身体高度 (mm)、性别和年龄 (月)。
- 在主建模面板的 "正文配置" 部分中, 单击 "下一正文" 单选按钮。从 "单位" 下拉列表中, 选择 "毫米千克牛顿"。在主建模面板中, 单击 "创建身体测量表" 部分中的 "应用" 按钮以接受身体测量。继续单击 "创建人段" 部分中的 "应用" 按钮, 以创建一个较低体骨骼基础模型。
注意: 这个模型是根据个体的身高、质量、年龄和性别来进行缩放的。该模型包括七段: 骨盆, 两个大腿, 两个小腿, 和两英尺 (图 1)。所有的段都被建模为刚性体。
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下体关节建模
- 在主建模面板中, 从主菜单下拉列表中, 选择 "接头" 以打开 "联合配置" 面板。
- 在联合配置面板中的 "联合旋转元件" 部分, 单击 "准备带记录接头的模型" 旁边的按钮。在 "弹簧阻尼器和关节极限特性" 部分, 输入以下参数: 公称接头刚度为 1 Nmm/°, 标称接头阻尼为 0.1 Nmm∙s/°, 关节止刚度为 3.38E7 Nmm/°。通过检查名称旁边的单选按钮, 继续选择 "左腿" 和 "右腿"。单击 "应用" 按钮接受联合配置。
- 在主建模面板中, 从主菜单的下拉列表中选择 "工作流"。从子菜单的下拉列表中, 选择 "步态" 和 "校准"。在 "联合中心数据" 部分中, 输入参与者的下级联合中心文件。
- 单击 "加载" 按钮导入数据以修改联合中心的位置。在 "负载静态试验" 部分, 输入静态校准运动捕获试验 (以 slf 文件格式, 在步骤 3.8-3.10 中描述的生成)。单击 "加载" 按钮导入文件以参数化下半身骨骼模型。
注意: 默认情况下, 髋关节被配置为三自由度的球形关节, 膝关节被配置为旋转关节, 有一个自由度, 踝关节被配置为具有两自由度的万向关节。
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骨骼肌肉建模
- 在主建模面板中, 从主菜单的下拉列表中, 选择 "软组织"。从子菜单的下拉列表中, 选择 "创建基组织集"。在 "肌肉收缩元素" 部分, 单击 "准备带记录肌肉元素的模型"。
- 在 "全局记录元素肌肉属性" 部分, 单击 "更新的45肌肉集" 的单选按钮。
- 在 "全局记录元素肌肉属性" 部分, 接受以下默认设置的肌肉特性: 被动刚度0.4448 毫米/mm, 被动阻尼 1.75 E-2 Ns/毫米, 肌肉休息负荷 0.4448 n 检查 "左腿" 的单选按钮和肌肉分配的 "右腿"。单击 "应用" 按钮接受配置。
注:45 腿肌组包括以下肌肉: 内收短肌, 内收肌长, 内收内收 (三组), 股二头肌腱, 头肌短头, 伸趾, 伸趾, 屈趾, 屈趾,腓肠肌, Gemellus, 臀肌肌 (三组), 臀肌媒体 (三组), 臀微量 (三组), 股薄, 腘绳, Iliacus, 侧腓肠肌, 内侧腓肠肌, Pectineus, 腓骨短, 腓骨短, 腓骨特修斯, 梨, 腰肌, 股四头肌, 股骨头, 缝匠, Semimembranosus, 腱, 比目鱼, 张量阔阔, 胫骨前, 胫骨后, 股中间, 股外侧肌, 股内侧。
5. 多体动力学模拟
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执行逆向运动学仿真
- 在主建模面板中, 从主菜单的下拉列表中选择 "工作流"。从子菜单的下拉列表中, 选择 "步态" 和 "试用"。在 "动态试用数据" 部分中, 输入动态动作捕获试用的文件名 (以 slf 文件格式), 然后单击 "加载" 按钮导入数据。继续输入相应的地面反应力数据文件 (以 slf 文件格式), 然后单击 "加载" 按钮导入数据。
- 在主建模面板中, 从主菜单的下拉列表中, 选择 "_Analyze"。运行 Reparameterize 分析, 调整模型姿态, 以匹配动态试验开始时的姿态。
- 打开 "模拟" 面板。禁用重力和地面反应力的影响。选择整个运动试验作为模拟的长度。
- 指定一个100步/秒的模拟时间步骤. 运行由运动捕获数据驱动的逆向运动学仿真。保存逆向运动学仿真分析。
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创建运动跟踪器代理程序
- 打开 "动作跟踪器代理创建" 面板。接受默认的跟踪器名称: MA_Track。
- 将平移刚度和旋转刚度分别设置为10厘米/毫米和 1000 Nmm/°。分别将平移阻尼和旋转阻尼设置为 10 Ns/毫米和 1000 Nmms/°。将所有平移和旋转自由度设置为驱动。
- 注意。由于仅采用下体模型进行正向动态仿真, 因此由于缺乏上肢运动, 需要对运动跟踪器进行失稳的原因分析。
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训练腿部肌肉
- 打开软组织配置面板。选择闭环简单的肌肉模型。为肌肉模型设定以下参数: 1.0E6 的比例增益、1.0E6 的积分增益和1.0E4 的导数增益。
- 选择逆向运动学仿真分析作为肌肉训练的目标。应用肌肉训练。
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进口挠性胫骨
- 打开 "灵活的正文导入" 面板。在灵活的胫骨表面上, 执行与三已知制造商及其相应节点的对齐映射。
- 选择刚性胫骨替换为灵活的胫骨。选择代表灵活胫骨的多国部队文件。选择肌肉附件映射文件为重新附加腿肌肉到灵活的胫骨。将挠性胫骨导入肌肉骨骼模型。
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用灵活的胫骨进行正向动态仿真
- 打开 "模拟" 面板。使重力和地面反应力的影响。禁用运动代理的效果。
- 选择对整个运动试验的长度运行模拟。设置模拟时间步骤100步/秒. 运行由训练有素的肌肉驱动的向前动态模拟。保存正向动态分析。
6. 建立灵活的胫骨模型
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创建3D 曲面网格模型
- 打开图像处理程序。以 DICOM 格式导入 CT 切片。使用区域生长方法创建掩码, 将骨骼组织与周围软组织分开。
- 搜索胫骨和腓骨连接的 CT 切片。用两根骨头的结合抹去面罩, 将胫骨和腓骨分开。
- 使用区域生长方法创建第二个掩码, 只包括胫骨骨。通过 CT 切片发现胫骨面罩中存在的空洞。把面罩里的洞填满。根据胫骨面罩创建一个3D 胫骨物体。将3D 胫骨对象导出为绘图交换格式 (DXF) 中的文件。
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建立有限元胫骨模型
- 打开一个 FE 分析软件程序。使用 DXF 扩展名导入3D 胫骨模型文件。
- 执行扫描命令以删除重复的元素和节点。执行 "卷网格" 命令, 创建一个具有3毫米 x 3 毫米 x 3 毫米六角元素的 FE 胫骨模型. 将下列材料属性分配给所有元素: 杨氏模量为 17 GPa, 泊松比为 0.3, 密度为1.9E-6 千克/厘米3。
注: 材料属性分配给每个元素假设, 骨骼组织是各向同性的范围内的骨骼所经历的压力在动态运动期间24,25,26。
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创建灵活的胫骨模型
- 在主控制面板中, 单击 "几何 & 网格" 选项卡. 选择 "几何 & 网格"。在 "几何 & 网格" 弹出窗口中, 在 "网格" 部分中, 单击 "添加节点" 以创建两个新节点以表示膝关节和踝关节的中心。
- 在主控制面板中, 单击 "链接" 选项卡. 选择 RBE2's。在 RBE2's 弹出窗口中, 在膝关节和脚踝表面的关节节点和曲面节点之间创建2型刚体元素 (RBE2) 的链接连接。
- 在主控制面板中, 单击 "边界条件" 选项卡。在 "边界条件" 部分, 单击 "新建" 按钮。选择 "DOF_Set 节点"。在 "边界条件属性" 弹出窗口中, 通过将六自由度分配给两个 RBE2 节点的每一个, 创建一个边界条件。
- 在主控制面板中, 单击 "Loadcases" 选项卡。在 "Loadcases" 部分, 单击 "新建", 选择 "亚当斯克雷格-Bampton"19。在 "Loadcase 属性" 弹出窗口中, 单击 "自由度设置节点"。选择在上述步骤中创建的 dofset_nodes。
- 在主控制面板中, 单击 "作业" 选项卡。在 "作业" 部分, 单击 "新建"。选择 "结构"。在 "作业属性" 弹出窗口中, 选择在上一步中创建的 loadcase。单击 "作业结果" 按钮。在 "结果" 弹出窗口中, 选择 "重音" 和 "应变"。也选择 "公斤" 为质量, "牛顿" 为力量, "毫米" 为长度和 "第二" 为时间。单击 "运行" 按钮。
- 在 "运行作业" 弹出窗口中, 单击 "提交" 按钮以提交用于 FE 模拟的作业, 并创建胫骨16的模式中性文件 (多国部队)。
7. 应变数据分析
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导出骨骼应变数据
- 打开多体仿真程序的后处理器。加载耐久性插件程序。
- 通过单击模拟名称, 打开灵活胫骨的模拟。输出胫骨中骨干 antero 内侧的最大和最小主应变和最大剪切应变。
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加工原始应变数据
- 打开计算机编程软件进行数据处理。导入原始应变数据。将第四阶低通北海过滤器应用于原始数据, 其截止频率为15赫兹。
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Representative Results
一个健康的高加索男性 (19 岁, 身高1800毫米, 质量80公斤) 自愿为研究。在收集数据之前, 该主题审查并签署了大学机构审查委员会批准的同意表格, 然后才参加研究。这项试验是根据《赫尔辛基宣言》进行的。实验是根据下面的协议进行的。
为了验证正向动态仿真的正确性, 将模拟中的低体关节角与由生物力学分析程序处理的运动捕获数据所测量的相应关节角进行了比较。用统计分析软件计算了比较的交叉相关系数。交叉相关计算允许10的正向和负方向滞后。每个滞后对应于一个时间步在向前动态模拟 (0.01 s)。确定了最大互相关系数。
对图 2、 图 3和图 4的目视检查显示了与实验数据和模拟数据产生的联合角度之间的相似性。在零滞后 (表 1) 的实验和模拟关节角度之间发现了强的交叉相关系数。
在三不同高度着陆时, 胫骨中段 antero 内侧区域的峰值菌株在表 2中显示。在三着陆高度中, 52 厘米的着陆条件显示最大峰值主、峰值最小主、峰值最大剪切应变。此外, 观察到, 随着下降高度的增加, 峰值最大主应变增加。
图 1: 本研究中创建的特定于主题的肌肉骨骼模型.这种下肢肌肉骨骼模型包括六刚性段 (骨盆, 左, 右股骨, 左胫骨, 左和右脚) 和一个灵活的胫骨 (右胫骨)。90腿肌肉连接到模型。为了可视化目的, 每个肌肉都用珊瑚色线表示。联合中心由浅蓝色球代表为右下身体和紫色球为左下身体。请单击此处查看此图的较大版本.
图 2: 在实验性运动捕获数据和模拟数据之间的联合角度比较 (以度为单位), 从26厘米高处降落.实线表示用实验运动捕获数据计算的关节角。虚线表示多体动态模拟数据所产生的关节角。垂直线代表撞击的瞬间。请单击此处查看此图的较大版本.
图 3: 在实验性运动捕获数据和模拟数据之间的联合角度比较 (以度为单位), 从39厘米高处降落.实线表示用实验运动捕获数据计算的关节角。虚线表示多体动态模拟数据所产生的关节角。垂直线代表撞击的瞬间。请单击此处查看此图的较大版本.
图 4: 在实验性运动捕获数据和模拟数据之间的联合角度比较 (以度为单位), 从52厘米高处降落.实线表示用实验运动捕获数据计算的关节角。虚线表示多体动态模拟数据所产生的关节角。垂直线代表撞击的瞬间。请单击此处查看此图的较大版本.
| Droplanding 高地 | ||||||
| 26厘米 | 39厘米 | 52厘米 | ||||
| 下体关节 | 交叉相关系数 | 滞后 | 交叉相关系数 | 滞后 | 交叉相关系数 | 滞后 |
| 脚踝 | 0.998 | 0 | 0.998 | 0 | 0.999 | 0 |
| 膝盖 | 1 | 0 | 1 | 0 | 1 | 0 |
| 髋关节 | 0.999 | 0 | 1 | 0 | 1 | 0 |
表 1: 交叉相关系数和滞后于基于运动捕获数据和由模拟数据产生的关节角产生的关节角的比较.在每个高度的一个试验用于比较。当两种方法之间产生联合角度时, 零滞后表示没有不同的时间。
| Droplanding 高地 | |||
| 骨张力 (µstrain) | 26厘米 | 39厘米 | 52厘米 |
| 最大本金 | 1160 | 1270 | 1410 |
| 最低本金 | -659 | -598 | -867 |
| 最大剪切 | 893 | 870 | 1140 |
表 2: 从三个不同高度降落时胫骨中轴 antero 内侧的胫骨骨菌株.提出了最大主、最小主、最大剪切应变。
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Discussion
本研究的目的是发展一种非侵入性的方法, 以确定胫骨的变形在高影响活动。对胫骨负荷的影响进行量化, 将有助于更好地理解胫骨应力性骨折。在本研究中, 开发了一个特定于主题的肌肉骨骼模型, 并运行计算机模拟, 以复制在实验室环境中进行的降落运动。研究了降落地高度对胫骨应变的影响。在本研究中, 我们观察到, 随着降落高度的增加, 峰值最大的主要菌株也是如此。此外, 在三个着陆条件中, 52 厘米的条件导致最高峰值最大主、最小主和最大剪切应变。
文献中有有限的体内数据可用于胫骨应变的降落效果。米尔格拉姆et., 报告了从三不同高度 (26、39、52厘米)14到着陆期间从896-1、007µstrain 的最大主应变范围。Ekenman et报告了从45厘米高度13着陆时平均应变2128µstrain。从计算机模拟的最大主要应变在 1,160-1, 410 µstrain 在着陆期间从三个不同的高度 (26, 39, 52 cm), 比米尔格拉姆et . 报告的高, 但低于报告的 Ekenmanet 。13,14
以下原因可能导致当前和以前的研究之间的应变差异。首先, 在这方面和以前的研究中, 存在着人口统计学上的差异。我们用了一个身体活跃的男性题材。Ekenman 的研究涉及女性主题13。米尔格拉姆的研究包括男性和女性, 并报告了平均菌株14。第二, 鞋类可能在骨张力的差异中发挥作用。Lanyon et . 研究了鞋类对胫骨菌株的影响, 他们发现走路和赤脚跑步比穿鞋子的12有更大的张力。目前的研究使用赤脚着陆协议, 计算出的应变值大于米尔格拉姆et 。研究, 用标准运动鞋的着陆协议14。第三, 着陆策略的改变也可能影响胫骨的应变。在本研究中, 可能的主题可能会选择一个策略, 如增加躯干屈曲, 以帮助减少的影响, 当降落高度增加。这个策略可以帮助保护胫骨免受大的压力。米尔格拉姆et还建议了他的主题14使用的可能的保护策略。第四, 在对胫骨应变进行监测的地点可能有轻微的差异。我们的研究检查了胫骨中轴 antero 内侧的骨张力。在米尔格拉姆et 等,菌株是记录从内侧区域的胫骨中部轴14。胫骨下段的矢状平面弯曲力矩可能导致胫骨轴前区附近部位的最大主应变。尽管如此, 我们的应变结果似乎与以前的研究结果相媲美, 并在那些体内研究10,13,14报告的应变范围 (400-2, 200 µstrain) 中下降。
从这种非侵入性方法获得的胫骨应变值受肌肉骨骼模型的准确性的影响。在降落过程中, 对实验的关节角数据和计算机模拟数据进行了交叉相关检验。实验测量数据与计算机仿真数据之间存在较强的相关系数。这表明, 本研究开发的特定主题模型可以合理地复制降落运动。此外, 本研究报告的胫骨菌株远低于3000µstrain, 这证实了从其他研究得出的假设, 胫骨骨形变是线性的在下落着陆期间14,15。因此, 随着计算的应变数据在线性范围内和着陆运动模式的优良复制, 我们得出结论, 从这种非侵入性方法获得的应变数据是合理准确的。此外, 目前的研究只招募了一个主题, 以检查在降落期间的骨应变。未来的研究可以通过使用大样本量来研究降落高度与胫骨骨株之间是否存在剂量反应关系。
本研究的意义在于介绍一种新的无创测量骨变形方法。这种非侵入性的方法解决了与传统的体内应变仪测量相关的局限性, 而这种限制不适用于人体的大量样本。此外, 当前建议的方法还解决了与以前报告的非侵入方法16、17相关的限制, 这是通过使用有限的运动学数据来驱动模拟而受到影响的, 仅适用于研究低地面撞击运动, 如行走。由于胫骨应力性骨折在运动和军事人群中仍然很高, 研究高冲击体力活动 (例如、跑步、跳跃和切割) 对胫骨骨反应的影响至关重要。目前创新的非侵入性方法似乎是进行这些研究的可行办法。这将有助于为运动员和新兵制定适当的体能训练方案, 以减少胫骨应激损伤。此外, 这种创新的非侵入性方法提供了一个机会, 以评估其他骨骼的骨骼菌株无法与实施的测量, 如股骨和舟骨。
有关此无创性骨应变测量的重要问题, 必须在这里解决。首先, 使用 GeBOD 数据库27, 根据个体的年龄、性别、身体质量和身高来创建一个一般的下肢肌肉骨骼模型。实验测量的低体关节中心的空间位置被用来改善肌肉骨骼模型。与一般模型相比, 这个主题特定的建模方法提出了一个更好的肌肉骨骼模型的个人的物理结构。未来的研究可以考虑在多体动力学模拟过程中, 为上肢运动建立全身肌肉骨骼模型。
其次, 模型中每条腿都有45种肌肉。肌肉的起源和插入是解剖上确定的27。采用简单闭环算法对单个肌肉的力产生进行管理。具体而言, 通过逆运动学仿真, 记录了动态运动过程中肌肉长度的变化规律。当正向动态模拟运行时, 将 PID 控制器分配给每个肌肉, 用来调节必要的肌肉力量, 以复制先前记录的肌肉长度历史。这种简单的闭环算法在复制关节运动学方面产生了很好的效果。然而, 这种方法并没有考虑到类似功能的肌肉之间的神经协调, 也不能解释拮抗剂的共同收缩。未来的工程可能会考虑使用一个基于山的肌肉模型, 它由一个主动收缩单元 (CE) 和被动弹性元件 (PE) 组成。基于山的模型将肌肉的力-速度和力长关系结合起来产生张力。计算后的肌肉力可以与肌电图数据进行比较以进行验证。
第三, 从 CT 图像中建立一个特定的胫骨模型, 以反映胫骨骨的真实几何特征。CT 成像是获得胫骨骨真实几何的主要方法, 而磁共振成像 (MRI) 等其他成像技术也可用于制备特定的胫骨模型。此外, 目前的建模协议假定胫骨的物质性质是各向同性的。一般密度值为1.9E-6 千克/厘米3 , 单个杨氏模量为 17 GPa, 分配给所有胫骨 FE 元素。未来的研究可能考虑从胫骨的所有区域获得密度值。这可以通过在 CT 扫描中引入校准的幻像来完成。骨密度可以根据 CT 的 Hounsfield 单位来计算。根据密度数据可以进一步计算骨组织的杨氏模量。通过模拟, 将特定的材料属性分配给胫骨 FE 模型将产生更逼真的骨应变结果。
4、用模态有限元分析法计算骨应变。在这种模态分析中, 频率响应被计算为与膝关节和踝关节施加的机械载荷 (线性和角力) 相匹配。用模态 FE 分析生成由多国部队文件表示的挠性胫骨。这种灵活的胫骨被引入到特定主题的肌肉骨骼模型, 以取代相应的刚性胫骨。在随后的动态模拟中, 灵活的胫骨在每一次步长的变形是量化的。与传统的有限元分析相比, 它计算了一个由成千上万自由度 (数以千计的元素和节点) 组成的 fe 对象在每次运动步骤中的机械响应, 这种模态分析方法处理的数量远远少于频率域内的自由度 (例如, 12 从膝和踝关节加载的条件)。采用模态分析方法, 在典型仿真中, 计算时间从多小时/天减少到小于 1 h。模态分析方法除了消耗较少的计算机时间外, 更适合用于硬结构如骨组织所经历的小变形 (< 10%) 的计算。
最后, 在前面报告的方法16、17上, 当前的非侵入方法的优点必须在这里解决。A) 我们的肌肉骨骼模型被提炼, 以拥有更准确的低体关节中心, 这是通过功能性联合评估22产生的。但是, 以前的方法在使用有限数量的可视标记的帮助下, 基于插件步态过程21定义模型的联合中心。B) 这个模型包含了45个肌肉的每条腿相比, 只有12肌肉使用的前一个模型。在肌肉骨骼模型中增加腿部肌肉的数量会提高模拟的质量。C) 在逆运动学模拟过程中, 肌肉骨骼模型由一组34视觉标记驱动, 放置在下部体上, 从而可以更好地重复实际运动。相比之下, 以前的方法只使用16个标记来驱动相同的模拟, 这可能会引入数值误差的模拟。D) 在正向动态模拟过程中, 将实际地撞击力应用于这种肌肉骨骼模型来模拟运动。然而, 以前的方法无法在模拟中加入地面撞击力。在前向动态模拟中, 如果不使用实际的地面撞击力, 则仅限于研究低冲击活动。以上的步骤, 我们采取改进的忠诚度的主题特定肌肉骨骼模型似乎是成功的检查胫骨变形在人类运动。在模拟中加入真正的地面撞击力证明了在高地面撞击活动中研究骨应变是必要的。
总之,在体内胫骨骨的变形通常用常规的染色量表法来测量。这种方法与诸如侵入性、较少的志愿者、分析的小骨表面积、等) 的局限性有关.本文提出了一种采用模态有限元分析的多体动力学仿真方法, 以在降落过程中量化胫骨的变形。很明显, 这种方法可以解决传统应变计测量中遗留下来的局限性。此外, 由于这种方法可以利用实际的实验运动和动力学数据, 以及一个主题特定的肌肉骨骼模型和灵活的胫骨进行动态模拟和模态有限元分析, 这是一个巨大的改善, 在研究协议在以前报告的方法。因此, 这种非侵入性的方法利用多体动力学模拟的主题特定数据, 结合模态有限元分析, 可以成为研究动态运动过程中胫骨变形的一个很有前途的工具。今后的研究可以利用这种方法研究大鼠骨组织的高冲击活动中的骨张力, 研究骨折的损伤机制。
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Disclosures
作者声明他们没有竞争的财政利益。
Acknowledgments
陆军部 #W81XWH-08-1-0587, #W81XWH-15-1-0006;球州立大学2010立志补助金。
Materials
| Name | Company | Catalog Number | Comments |
| CT Scanner | GE Medical System | N/A | Light Speed VCT. For performing tibia CT scan. |
| Motion Capture System | Vicon Inc | N/A | Vicon FX40 high speed cameras. For performing 3D motion capture. |
| Force plates | AMTI Inc | N/A | Collecting 3D ground reaction forces |
| Vicon Nexus | Vicon Inc | N/A | Motion capture software program. For processing visual marker trajectory data. |
| Visual 3D | C-Motion Inc | N/A | Biomechanics analysis software. For computing 3D kinematics and kinetics of human movements. |
| MATLAB | Mathworks Inc | N/A | Computer programming software. For performing raw data filtering, data conversion, and data processing. |
| ADAMS 2012 | MSC Software Inc | N/A | Multibody dynamic computer simulation program. |
| LifeMOD | Lifemodeler Inc | N/A | A software Plug-in in ADAMS. For building human body musculo-skeletal models. |
| MIMICS 13 | Materialise Inc | N/A | Image processing program. A 3D modeling tool to process imaging data. For creating 3D tibia model from CT scans. |
| MARC 2012 | MSC Software Inc | N/A | Finite element analysis software. For performing volumn meshing, generating tibia FE model, and running modal FE analysis. |
| SPSS 19 | IBM Inc | N/A | Statistical analysis software. |
References
- Brukner, P., Bennell, K., Matheson, G. Stress fracture. , Blackwell Science. Victoria, Australia. (1999).
- Zadpoor, A., Nikooyan, A. The relationship between lower-extremity stress fractures and the ground reaction force: A systematic review. Clin Biomech. 26, 23-28 (2011).
- Matheson, G. O., Clement, D. B., McKenzie, D. C., Taunton, J. E., Lioyd-Smith, D. R., Maclntyre, J. G. Stress fractures in athletes. A study of 320 cases. Am J Sports Med. 15, 46-58 (1987).
- Bennell, K., Grimston, S. Risk factors for developing stress fractures. Musculoskeletal fatigue and stress fractures. Burr, D., Milgrom, C. , CRC Press. New York. 15-33 (2001).
- Milgrom, C., Giladi, M., Stein, M., Kashtan, H., Margulies, J. Y., Chisin, R., Stenberg, R., Aharonson, Z. Stress fractures in military recruits. A prospective study showing an unusually high incidence. J Bone Joint Surg Br. 67, 732-735 (1985).
- Almeida, S. A., Williams, K. M., Shaffer, R. A., Brodine, S. K. Epidemiological patterns of musculoskeletal injuries and physical training. Med Sci Sports Exerc. 31, 1176-1182 (1999).
- Jones, B. H., Knapik, J. J. Physical training and exercise-related injuries, surveillance, research and injury prevention in military populations. Sports Med. 27, 111-125 (1999).
- Jones, B. H., Thacker, S., Gilchrist, J., Kimsey, C. D., Sosin, D. M. Prevention of lower extremity stress fractures in athletes and soldiers: a systematic review. Epidemiol Rev. 24, 228-247 (2002).
- Voloshin, A., Wosk, J. An in vivo study of low back pain and shock absorption in the human locomotor system. J Biomech. 15, 21-27 (1982).
- Burr, D. B., Milgrom, C., Fyhrie, D., Forwood, M., Nyska, M., Finestone, A., Hoshaw, S., Saiag, E., Simkin, A. In vivo measurement of human tibial strains during vigorous activity. Bone. 18, 405-410 (1996).
- Ekenman, I., Halvorsen, K., Westblad, P., Fellander-Tsai, L., Rolf, C. The reliability and validity of an instrumented staple system for in vivo measurement of local bone deformation. An in vitro study. Scand J Med Sci Sports. 8, 172-176 (1998).
- Lanyon, L. E., Hampson, W. G., Goodship, A. E., Shah, J. S. Bone deformation recorded in vivo from strain gauges attached to the human tibial shaft. Acta Orthop Scand. 46, 256-268 (1975).
- Ekenman, I., Halvorsen, K., Westblad, P., Tsai, L. F., Rolf, C. Local bone deformation at two predominant sites for stress fractures of the tibia: an in vivo study. Foot Ankle Int. 19, 479-484 (1998).
- Milgrom, C., Finestone, A., Levi, Y., Simkin, A., Ekenman, I., Mendelson, S., Millgram, M., Nyska, M., Benjuya, N., Burr, D. Do high impact exercises produce higher tibial strains than running? Br J Sports Med. 34, 195-199 (2000).
- Milgrom, C., Finestone, A., Simkin, A., Ekenman, I., Mendelson, S., Millgram, M., Nyska, M., Larsson, E., Burr, D. In-vivo strain measurements to evaluate the strengthening potential of exercises on the tibial bone. J Bone Joint Surg Br. 82, 591-594 (2000).
- Al Nazer, R., Rantalainen, T., Heinonen, A., Sievanen, H., Mikkola, A. Flexible multibody simulation approach in the analysis of tibial strain during walking. J Biomech. 41, 1036-1043 (2008).
- Al Nazer, R., Klodowski, A., Rantalainen, T., Heinonen, A., Sievanen, H., Mikkola, A. A full body musculoskeletal model based on flexible multibody simulation approach utilised in bone strain analysis during human locomotion. Comput Method Biomec. 14, 573-579 (2011).
- Johnson, M. A., Moradi, M. H., Crowe, J. PID control: new identification and design methods. , Springer. New York. 543 (2005).
- Craig, R. R., Bampton, M. C. C. Coupling of substructures for dynamics analysis. American Institute of Aeronautics and Astronautics Journal. 6, 1313-1319 (1968).
- Wasfy, T. M., Noor, A. K. Computational strategies for flexible multibody systems. Appl Mech Rev. 56, 553-613 (2003).
- Kadaba, M. P., Ramakrishnan, H. k, Wootten, M. E. Measurement of lower extremity kinematics during level walking. J Orthop Res. 8, 383-392 (1990).
- Schwartz, M. H., Rozumalski, A. A new method for estimating joint parameters from motion data. J Biomech. 38, 107-116 (2005).
- Devita, P., Skelly, W. A. Effect of landing stiffness on joint kenetics and energetic in the lower extremity. Med Sci Sports Exerc. 24, 108-115 (1992).
- Dong, X. N., Guo, X. E. The dependence of transversely isotropic elasticity of human femoral cortical bone on porosity. J Biomech. 37, 1281-1287 (2004).
- Schileo, E., Taddei, F., Malandrino, A., Cristofolini, L., Viceconti, M. Subject-specific finite element models can accurately predict strain levels in long bones. J Biomech. 40, 2982-2989 (2007).
- Pattin, C. A., Caler, W. E., Carter, D. R. Cyclic mechanical property degradation during fatigue loading of cortical bone. J Biomech. 29, 69-79 (1996).
- Lifemodeler, I. Lifemod Manual. , Lifemodeler Inc. San Clemente, CA. (2010).
