Waiting
Login processing...

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

Bioengineering

Emne-specifikke muskel Model til at studere knogle stamme under dynamisk bevægelse

Published: April 11, 2018 doi: 10.3791/56759
Automatic Translation
1, 2
1School of Kinesiology, Ball State University, 2Life Fitness Inc.

Summary

Under landing, lavere-krop knogler opleve store mekaniske belastninger og er deforme. Det er vigtigt at måle knogle deformation til bedre at forstå mekanismerne af knogle stress skader forbundet med påvirkninger. En ny tilgang, integration af emnespecifikke bevægeapparatet modellering og finite element analyse bruges til at måle tibial stamme under dynamiske bevægelser.

Abstract

Knogle stress personskader er fælles i sport og militære træning. Gentagne store jorden indvirkning styrker under uddannelse kunne være årsagen. Det er vigtigt at fastlægge effekten af højtliggende indvirkning styrker på lavere-krop knogle deformation til bedre at forstå mekanismerne af knogle belastningsskader. Konventionelle strain gauge måling er blevet brugt til at studere i vivo tibia deformation. Denne metode er forbundet med begrænsninger herunder invasionsevne af proceduren, inddragelse af få forsøgspersoner, og begrænset stamme data fra små knoglen overfladen områder. Den nuværende undersøgelse har til hensigt at indføre en ny tilgang for at studere skinneben ben stamme under høj effekt belastningstilstande. En emne-specifikke muskel model blev oprettet for at repræsentere en sund mand (19 år, 80 kg, 1800 mm). En fleksibel finite element tibia model blev skabt på grundlag af en computertomografi (CT) scanning af fagets højre skinneben. Laboratoriet motion capture blev udført for at opnå kinematik og jorden reaktionsstyrker drop-landinger af forskellige højder (26, 39, 52 cm). Multibody dynamisk computersimulationer kombineret med en modal analyse af den fleksible tibia blev udført for at kvantificere tibia stamme under drop-landinger. Beregnede tibia stamme data var i god aftale med tidligere i vivo undersøgelser. Det er indlysende, at denne ikke-invasiv metode kan anvendes til at studere skinneben ben stamme under stor effekt aktiviteter for en stor kohorte, hvilket vil føre til en bedre forståelse af skade mekanisme af tibia stress frakturer.

Introduction

Knogle belastningsskader, såsom stress frakturer, er alvorlige overforbrug skader der kræver lange perioder med recovery og at pådrage sig betydelige sygesikringsomkostninger1,2. Stress frakturer er fælles både i athletic og militære befolkninger. Blandt alle sport-relaterede skader, stress frakturer tegner sig for 10% af den samlede3. Især track atleter ansigt en højere skadeprocent på 20%4. Soldater også opleve en høj stress frakturer. For eksempel, en 6% skadeprocent blev rapporteret af US Army1 og 31% skadeprocent blev rapporteret i den israelske hær5. Blandt alle rapporterede stress frakturer er tibia stress fraktur den mest almindelige ene6,7,8.

Sport og fysisk træning med en højere risiko for tibia stress fraktur er normalt forbundet med høje terræn påvirkninger (f.eks., hoppe, landing og skæring). Under bevægelse påføres en landstyrke virkningen kroppen når foden kontakter jorden. Denne indvirkning kraft er spredes af bevægeapparatet og fodtøj. Skelet-systemet fungerer som en serie af løftestænger, der giver mulighed for musklerne at anvende styrker til at absorbere jorden indvirkning9. Når benmusklerne ikke tilstrækkeligt reducere jorden indvirkning, skal lavere-krop knogler absorbere den resterende kraft. Knoglestruktur vil opleve deformation under denne proces. Gentagne absorption af resterende indvirkning kraft kan resultere i microdamages i knoglen, som vil samle og blive stress frakturer. Til dato, oplysninger relateret til knogle er reaktion på eksterne landstyrker virkning begrænset. Det er vigtigt at studere hvordan skinneben ben reagerer på den mekaniske belastning indført ved høj effekt styrker under dynamiske bevægelser. Undersøge skinneben ben deformation under stor effekt aktiviteter kunne føre til en bedre forståelse af mekanismen for tibia stress fraktur.

Konventionelle teknikker, der anvendes til at måle ikke deformation i vivo stole på instrumenterede strain gauges10,11,12,13,14,15. Kirurgiske procedurer er nødvendige for at implantere strain gauges på knoglen overfladen. På grund af den invasive art, er i vivo undersøgelser begrænset af et lille udsnit af frivillige. Desuden kan strain gauge kun overvåge en lille region i knoglen overfladen. For nylig, en ikke-invasiv metode udnytter computersimulering for at analysere knogle stamme blev indført16,17. Denne metode giver mulighed for evnen til at kombinere bevægeapparatet modellering og beregningsmæssige simuleringer til at studere knogle stamme under menneskets bevægelser.

En muskel model er repræsenteret af et skelet og muskler. Skelettet består af knogle segmenter, der er stive eller ikke-deformerbare organer. Skeletmuskulatur er modelleret som controllere ved hjælp af progressive-integral-derivat (PID) algoritme. Tre-sigt PID kontrol bruger fejl i skøn for at forbedre output nøjagtighed18. I det væsentlige, forsøger PID controllere der repræsenterer muskler at duplikere kroppens bevægelser ved at udvikle nødvendige styrker til at producere længde ændringer af musklerne over tid. PID controlleren bruger fejlen i længde/tid kurven til at ændre gældende for gengive bevægelsen. Denne simulering proces skaber en realistisk løsning for at koordinere alle muskler til at arbejde sammen om at flytte skelettet og producere kropsbevægelser.

Et eller flere segmenter i skelettet af bevægeapparatet modellen kan modelleres som fleksible instanser til tillader måling af deformation. Tibia knoglen kan eksempelvis opdeles i et endeligt antal elementer, der består af tusindvis af elementer og noder. Effekt af mekanisk belastning på fleksible skinnebenet kan undersøges gennem finite element (FE) analyse. FE analyse beregner lastning svar af individuelle elementer over tid. Som antallet af knogle elementer og noder stigning, vil beregningen tid af FE analyse øge.

For at reducere beregningsmæssige udgifter med nøjagtig evaluering af fleksible organer deformation, er modal FE analyse blevet udviklet og anvendes inden for bilindustrien og aerospace industrien19,20. I stedet for at analysere enkelte FE elements' svar til mekanisk belastning i domænet tid, vurderer denne fremgangsmåde et objekts mekanisk svar baseret på forskellige vibrationelle frekvenser i frekvens domæne. Denne metode resulterer i en betydelig reduktion i beregningen tid samtidig give nøjagtig måling af deformation20. Selvom modal FE analyse har været almindeligt brugt til at studere mekaniske træthed i automotive og aerospace områder, anvendelsen af denne metode har været meget begrænset i menneskelig bevægelse videnskab. Al Nazer et al., anvendes en modal FE analyse for at undersøge tibial deformation under menneskelige gangart og rapporteret opmuntrende resultater16,17. Men deres metode var kraftigt påvirket af kun bruger begrænset kinematiske data fra et eksperiment til at drive computersimulationer; Der var ingen reel indvirkning tropper bruges til at hjælpe simuleringerne. Denne fremgangsmåde kan være rimelig for at studere lav effekt slow bevægelser som at gå, men det er ikke en realistisk løsning at studere højtliggende indvirkning bevægelser. For at undersøge lavere-krop knogle reaktioner under dynamiske høj effekt aktiviteter, er det således vigtigt at udvikle en innovativ tilgang til at løse de begrænsninger i forbindelse med den tidligere rapporteret metode. Specifikt, en metode udnytter nøjagtig kinematiske forsøgsdata og reelle indvirkning landstyrker skal udvikles. Derfor var målet med denne undersøgelse at udvikle en emnespecifik bevægeapparatet model for at udføre multibody dynamiske simuleringer med modal FE analyse for at undersøge tibial stamme under stor effekt aktiviteter. En dynamisk høj effekt bevægelse repræsenteret af drop-landinger fra forskellige højder blev udvalgt til at teste metoden.

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Protocol

Eksperimentet blev udført under Helsinki-erklæringen. Før dataindsamlingen, emnet gennemgået og underskrevet samtykkeerklæring godkendt af universitetet institutionelle Review Board før du deltager i undersøgelsen.

1. CT billeddannelse protokol

  1. Tage deltageren til en facilitet, hvor en CT scanner er opstaldet. Forud for CT-scanning, konfigurere CT maskine med følgende parametre: CT skive tykkelse af 0,625 mm, CT synsfelt 15 cm x 15 cm, og automatisk indstilling for parametrene for peak kilo-spænding (kVp) og milliampere-sekunder (mAs) ved hjælp af maskinen algoritme.
  2. Spørge deltageren til at ligge på en tabel, der glider ind i en ring i CT-scanneren. Spørge deltageren forbliver meget stadig under CT-scanning. Skan hvert ben adskilt fra calcaneus gennem den distale ende af lårbenet.
  3. Efter afslutningen af CT-scanning, eksportere CT billederne i en digital imaging og kommunikation i medicine (DICOM) format. Vælg en billedstørrelse på 512 x 512 pixel (grå skala).
    Bemærk: CT billeddannelse protokollen varer normalt mindre end 1 time. Stråledosis er minimal. Det udgør ingen større risiko end den der opstod under normale X-ray medicinske procedurer.

2. Antropometriske målinger protokol

  1. Under besøget, laboratorium, før motion capture, måle deltagerens kropsmasse (kg), krop højde (mm), afstand mellem anterior superior iliaca pigge (ASISs) (mm), benlængde (mm), knæ fælles bredde (mm) og ankel fælles bredde (mm).
  2. Inter ASIS afstandsmåling: bruge en skydelære til at måle lineær afstand mellem venstre ASIS og rigtige ASIS.
  3. Ben længde måling: bruge en tape foranstaltning for foranstaltning den lineære afstand ASIS og mediale malleol også for begge ben.
  4. Knæ fælles bredde måling: bruge en skydelære til at måle lineær afstand mellem de lateral og mediale epicondyles af lårben til begge knæ.
  5. Ankel fælles bredde måling: bruge en skydelære til at måle lineær afstand mellem den lateral og mediale malleoli for begge ben.
    Bemærk: Inter ASIS afstanden, ben længde, knæ og ankel bredde er brugt til at bygge et emne model i en biomekanik software (Se Tabel af materialer) til at udføre kinematisk og kinetisk beregninger.

3. motion Capture protokol

Bemærk: Se Tabel af materialer til alle software og værktøjer, der anvendes.

  1. Placering af reflekterende markører
    1. Sted 14-mm reflekterende markører på deltagerens organ på de følgende anatomiske knoklede vartegn: acromion processer, sternoclavicular leddene, base af brystbenet, posterior processen med 10th brysthvirvlernes tværtappe, ASISs, posterior superior iliaca pigge (PSISs), 1,5 cm over de laterale knæ fælles linjer, 1,5 cm over de mediale knæ fælles linjer, lateral malleoli, mediale malleoli, posterior hæle, baser af anden mellemfodsknogler og grundlaget for de femte mellemfodsknogler.
    2. Placer semi-stiv plast plader med 4-markør klynger på lår og shanks, henholdsvis.
      Bemærk: For et bedre motion capture resultat, deltageren anbefales at være barfodet og bære stramtsiddende tøj. Derudover følger markør placering procedure en modificeret "Plug-in-gangart" protokol21. Ialt 39 reflekterende markører bruges til motion capture og 34 af dem er knyttet til den nederste del af kroppen.
  2. Pålægge deltagerne at varme op ved at gå på en motoriseret løbebånd med en selvudnævnt hastighed i 5 min.
  3. Kalibrering af værelse plads til motion capture procedure
    1. Tænd motion capture system (12 high-speed infrarød kameraer) og to tvinge plader. Åbne en motion capture softwareprogram. Inden for de vigtigste programvinduet, skal du åbne ruden 'Ressourcer'. Klik på fanen "System" Konfigurer kamera frekvensen på 200 Hz og tvinge plade frekvens på 2.000 Hz.
    2. Inden for de vigtigste programvinduet, skal du åbne ruden 'Værktøj'. Klik på knappen "System forberedelse". Klik på "Kalibrerer kameraer". Klik på "Start". Spørg en forskningspersonale at vinke en standard 5-markør kalibrering wand til at udføre en dynamisk kalibrering inden værelse hvor drop-landing bevægelser der skal udføres. Klik på "Stop" efter 5 Sørensen wand data er blevet opkøbt.
    3. Placer kalibrering wand fladt på gulvet med et hjørne af en kraft plade med henblik på at angive en reference placering (oprindelse) for den kalibrerede plads. Klik på "Indstille volumen oprindelse" i ruden 'System Preparation' værktøjer.
  4. Deltager forberedelse i motion capture softwareprogram
    1. Inden for de vigtigste programvinduet, skal du åbne ruden 'Ressourcer'. Klik på fanen "Emne" Klik på knappen "Opret et nyt emne fra en mærkningsbestemmelserne skelet". Vælg en mærkning skabelon fra en liste over skabelonfilerne leveret.
    2. Angiv emnets navn og værdier af kropsmasse (kg), krop højde (mm), inter-ASIS afstand (mm), venstre og højre benlængde (mm), venstre og højre knæ bredde (mm) og venstre og højre ankel bredde (mm) i vinduet 'egenskaber'. Højreklik på emnenavnet i ruden 'Emne ressourcer' og klik på "Gem emne".
  5. Optage et statisk krop kalibrering udgør
    1. Spørge deltageren at stå ubevægelig i midten af kalibreret rummet med fødder skulder bredde fra hinanden samtidig udvide den øvre ekstremiteter lateralt, så alle reflekterende mærker på kroppen er godt eksponeret til kameraer.
    2. Åbn ruden værktøjer i de vigtigste programvinduet. Klik på fanen "Emne forberedelse". Klik på "Start" at registrere en 3-s bevægelse retssag skal den statiske kalibrering retssag i afsnittet emne fange.
  6. Procedure til bestemmelse af funktionelle fælles Centre
    1. Funktionelle hofteleddet center
      1. Spørge deltageren til at stå med et ben, og fuldt udvide andet ben lidt frem. Pålægge deltageren til at flytte den udvidede ben omkring hofteleddet i følgende rækkefølge: flytte anteriorly og vende tilbage til neutral, flytte anterior-lateralt og vende tilbage til neutral, bevæge sig sideværts og vende tilbage til neutral, flytte posterior-lateralt og vende tilbage til neutral, flytte posteriort og vende tilbage til neutral og en circumduction bevægelse.
      2. Inden for de vigtigste programvinduet, lukke op 'Værktøj' ruden, klik på fanen "Capture". Klik på "Start" for at registrere en bevægelse retssag for hver funktionelle hip bevægelse i afsnittet Capture.
    2. Funktionelle knæ fælles center
      1. Spørge deltageren til at stå med et ben og opretholde en 30° hip hyper-forlængelse af andet ben. Pålægge deltageren til at udføre en 45° knæ fleksion med ikke-vægtbærende ben for 5 gange.
      2. Klik på "Start" for at registrere en bevægelse retssag for hver funktionelle knæ bevægelse i afsnittet 'Fange' af 'Værktøj' rude.
        Bemærk: Yderligere oplysninger af den funktionelle fælles procedure, se venligst Schwarz, et al. 22
  7. Motion capture af drop-landing bevægelser
    1. Tilfældig rækkefølge ved hjælp af tre forskellige drop-landing højder (26 cm, 39 cm og 52 cm)14.
    2. Sted højden justeres træ kasse med en top areal af 50 x 50 cm2 på gulvet er dækket af en gummimåtte. Boksen træ er 11 cm fra kanterne af force plader. Spørge deltageren til at stå på boks overflade.
    3. Pålægge deltagerne at udvide deres dominerende fod direkte foran boksen og flytte deres vægt fremad og træder ud fra boksen. Spørge deltageren lander med begge ben på jorden på samme tid med hver fod på en separat kraft plade.
    4. Spørge deltageren til at blive stående indtil motion capture af retssagen er afsluttet. Gentag motion capture tre gange til at indsamle tre bevægelse forsøg for hvert højde.
  8. Motion capture databehandling
    1. Åbne en motion capture softwareprogram. I hovedvinduet i programmet, gå til ruden 'Kommunikation'. Klik på fanen "Data Management" Vælg en af de registrerede bevægelse forsøg og åbne det i programmet.
    2. Klik på fanen "Pipeline" i ruden "Værktøjer". Vælg "Genopbygge" rørledningen på listen 'Nuværende Pipeline'. Klik på knappen "Run" for at starte genopbygningen for at få 3-dimentional (3D) baner af reflekterende markører.
    3. Klik på fanen "Etiket/Rediger" i ruden "Værktøjer". I afsnittet 'Manual mærkning' Vælg individuelle markør navne og mærke de tilsvarende 3D baner. Klik på knappen "Gem" knappen på værktøjslinjen, når mærkning er afsluttet.
    4. Klik på fanen "Pipeline" i ruden "Værktøjer". I afsnittet 'Tilgængelige handlinger', Vælg "Fil eksport". Dobbeltklik på "Eksport C3D pipeline". Klik på "Kør" knappen for at eksportere forarbejdede bevægelse trial til en fil i en tre-dimension (C3D) Koordinatformat.
  9. Biomekaniske analyse af motion capture data
    1. Åbne en biomekanik softwareprogram til videre proces motion capture data. Fra den øverste menu, klik på "File" og klik på knappen "Åbn/Tilføj". Vælg de rå C3D filer til at importere til biomekanik softwareprogram.
    2. Fra den øverste menu, skal du klikke på "Model". Klik på "Opret (tilføje statiske kalibrering fil)". Sub menuen, Vælg "Hybrid Model fra C3DFile". Vælg og Åbn den statiske kalibrering C3D fil.
    3. Fra den øverste menu, skal du klikke på "Model". Fra drop-down listen, skal du klikke på "Anvend Model skabelon". Vælg og Åbn en model skabelonfil. Klik på fanen "Modeller" på værktøjslinjen. Klik på fanen "Emne Data / målinger". I vinduet 'Emne Data' ændre værdierne 'Masse' og 'Højde' at gøre modellen emne-specifikke.
    4. Klik på fanen "Modeller" på værktøjslinjen. Klik på knappen "Model Builder avanceret Post Processing" på den øverste menubjælke. Klik på fanen "Funktionelle led" Vælg "Tilføj bevægelse fil fra arbejdsområdet" i pop-up vinduet for den "Model Builder avanceret efterbehandling".
    5. Vælg funktionel fælles center C3D-filer. Fremhæve en importeret funktionel fælles fil. Fremhæve en funktionel fælles matchende filen. Brug "Sæt START Frame til nuværende ramme" og "Sæt enden ramme til nuværende ramme" til at vælge de relevante dele af forslaget retssag. Klik på knappen "Beregne tjekket landemærker". Gentag denne proces for at beregne andre funktionelle fælles centre for at raffinere den skeletale model.
    6. Klik på knappen "Model" på den øverste menubjælke. Vælg "Tildele filmfiler Model". I pop-up vinduet "Tildele modeller til Motion data", skal du anvende emnespecifikke skelet modellen til alle bevægelse forsøg.
    7. Klik på knappen "Pipeline" af værktøj advokatstanden. Klik på knappen "Åbn Pipeline" i pop-up vinduet "Pipeline workshop". Vælg "Filtrering mål Pipeline". Klik på knappen "Udfør Pipeline" for at udføre en fjerde-ordre Butterworth lavpasfilter med cutoff frekvens på 10 Hz på 3D baner af motion capture forsøg.
    8. Klik på knappen "Pipeline" af værktøj advokatstanden. Klik på knappen "Åbn Pipeline" i pop-up vinduet "Pipeline workshop". Vælg "Filtrering styrker Pipeline". Klik på knappen "Udfør Pipeline" for at udføre en fjerde-ordre Butterworth lavpasfilter med cutoff frekvens på 60 Hz på landstyrker reaktionen af motion capture forsøg.
    9. Klik på "Indstillinger"-knappen på den øverste menubjælke. Placer Afkrydsninger ved siden af "Brug forarbejdede analoger til jorden reaktion kraft beregninger" og "Brug forarbejdede mål for Segment-Model-LinkModelBased elementer".
    10. Klik på knappen "Pipeline" af værktøj advokatstanden. Klik på knappen "Åbn Pipeline" i pop-up vinduet "Pipeline workshop". Vælg "Model baseret beregning" pipeline. Klik på knappen "Udfør Pipeline" til at udføre beregninger af lavere-organ fælles kinematik og kinetik.
    11. Klik på knappen "Pipeline" af værktøj advokatstanden. Klik på knappen "Åbn Pipeline" i pop-up vinduet "Pipeline workshop". Vælg "Eksporter C3D koordinerer" rørledningen. Klik på knappen "Udfør Pipeline" at eksportere forarbejdede 3D-koordinater af lavere-krop visuelle markører i en C3D fil.
    12. Klik på knappen "Pipeline" af værktøj advokatstanden. Klik på knappen "Åbn Pipeline" i pop-up vinduet "Pipeline workshop". Vælg "Eksporter jorden reaktionsstyrker" pipeline. Klik på knappen "Udfør Pipeline" eksportere forarbejdede 3D jorden reaktion styrker i en binær fil (filtypenavn: MAT).
      Bemærk: For at bevare høj effekt toppe i landinger, er en cutoff frekvens på 60 Hz bruges til at filtrere rå jorden reaktion kraft data23.
  10. Forberede motion capture data for computer-simuleringer
    1. Åbne en computer programmering software. Den filtrerede C3D data importfilen og MAT datafilen.
    2. Eksportere en tekstfil med lavere-organ fælles center koordinater. Konvertere C3D datafil og datafilen MAT i tekstfiler (filtypenavn: slf) til brug for et multibody dynamiske simulation program.

4. emne specifikke modellering Procedure

  1. At skabe lavere-krop skelet model
    1. Åbn multibody dynamisk simulering softwareprogram med den menneskelige krop modeling plug-in installeret. Under denne proces åbnes den menneskelige krop modeling plug-in-modulet automatisk. Inden for splash raster, skal du dobbeltklikke på ikonet "Ny Model" for at åbne modellen bygning-kontrolpanelet.
    2. Vælg Generisk kroppen (GeBOD) fra drop-down listen i panelet vigtigste modellering i afsnittet "Antropometriske Database Library". I panelet vigtigste modellering angive kropsmasse (kg), krop højde (mm), køn og alder (måneder).
    3. Klik på alternativknappen "Underkrop" i panelet vigtigste modellering i afsnittet "Kroppen konfiguration". "Enheder" drop-down listen, Vælg "Millimeter Kilogram Newton". Inden for de vigtigste modellering panel, skal du klikke på knappen "Anvend" i afsnittet "Oprette kroppen måling tabel" til at acceptere kropsmål. Fortsætte med at klikke på knappen "Anvend" i afsnittet "Oprette menneskelige segmenter" til at oprette en lavere-krop skelet basismodellen.
      Bemærk: Denne model er skaleret baseret på den enkeltes højde, masse, alder og køn. Modellen består af syv segmenter: et bækken, to lår, to shanks og to fødder (figur 1). Alle segmenterne er modelleret som stiv krop.
  2. Modellering lavere-krop leddene
    1. Inden for de vigtigste modellering panel, fra rullelisten hovedmenuen vælge "Samlinger" til at åbne panelet fælles konfiguration.
    2. Klik på knappen ved siden af "Forberede Model med optagelse leddene" inden for fælles konfigurationspanel, i afsnittet "Fælles ROTATION elementer". Angiv følgende parametre i afsnittet "Foråret dæmpere og fælles grænser egenskaber": nominelle ledstivhed 1 Nmm / °, nominelle fælles dæmpning af 0,1 Nmm∙s / °, stoppe stivhed af 3.38E7 Nmm / °. Fortsætte med at markere "Venstre ben" og "Højre ben" ved at kontrollere alternativknapperne ved siden af navnene. Klik på knappen "Anvend" for at acceptere de fælles konfigurationer.
    3. Inden for de vigtigste modellering panel, fra drop-down listen for hovedmenuen, Vælg "Workflow". Fra drop-down listen over sub-menuen, Vælg "Gangart" og "Calibrate". Angiv deltagerens lavere-organ fælles center fil i afsnittet "Fælles Center Data".
    4. Klik på knappen "Belastning" at importere dataene for at ændre placeringen af fælles Centre. I afsnittet "Indlæs statiske Trial" indtaste den statiske kalibrering motion capture retssag (i slf filformat, generation beskrevet i trin 3.8-3.10). Klik på knappen "Belastning" at importere filen standardelementet lavere-krop skelet model.
      Bemærk: Som standard, hofteleddene er konfigureret som sfæriske samlinger med tre grader af frihed, knæled er konfigureret som revolute leddene med en grad af frihed og ankelled er konfigureret som kardanled med to grader af frihed.
  3. Modellering skeletmuskulatur
    1. Inden for de vigtigste modellering panel, fra drop-down listen for hovedmenuen, Vælg "Bløde væv". Drop-down listen over sub-menuen, Vælg "Opret Base væv sæt". Klik på "Forberede Model med optagelse muskel elementer" i afsnittet "Muskel KONTRAKTILE elementer".
    2. Klik på alternativknappen af "Opdateret 45 muskel Set" i afsnittet "Globale optagelse ELEMENT muskel egenskaber".
    3. I afsnittet "Globale optagelse ELEMENT muskel egenskaber" acceptere følgende standardindstillinger for muskel egenskaber: passiv stivhed af 0.4448 N/mm, passiv dæmpning af 1,75 E-2 Ns/mm, muskel hvilende belastning af 0.4448 N. Check radioknapper af "Venstre ben" og "Højre ben" for muskel tildelinger. Klik på knappen "Anvend" for at acceptere konfigurationerne.
      Bemærk: 45 ben muskel sættet indeholder følgende muskler: Adductor Brevis, adduktor Longus, Adductor Magnus (tre grupper), Biceps Femoris lange hoved, Biceps Femoris kort hoved, Extensor Digitorum, Extensor midtfodsrekonstruktion, Flexor Digitorum, Flexor midtfodsrekonstruktion, Gastrocnemius, Gemellus, Gluteus Maximus (tre grupper), Gluteus medier (tre grupper), Gluteus Minimis (tre grupper), Gracilis, forstrækning, Iliacus, Lateral Gastrocnemius, mediale Gastrocnemius, Pectineus, Peroneus Brevis, Peroneus Longus, Peroneus Tertius, Piriformis, Psoas, Quadriceps Femoris, Rectus Femoris, Sartorius, Semimembranosus, Semitendinosus, Soleus, Tensor fascia Latae, Tibialis Anterior, Tibialis Posterior, Vastus Intermedius, Vastus Lateralis, Vastus Medialis.

5. multi krop Dynamics simulationer

  1. Udfører inverse kinematiske simulering
    1. Inden for de vigtigste modellering panel, fra drop-down listen for hovedmenuen, Vælg "Workflow". Fra drop-down listen over sub-menuen, Vælg "Gangart" og "Retssag". I afsnittet "Dynamisk retssag Data" Angiv filnavnet på en dynamisk bevægelse capture retssag (i slf filformat) og klik på "Load"-knappen for at importere dataene. Fortsætte med at indtaste de tilsvarende landstyrke reaktion data fil (i slf filformat) og klik på "Load"-knappen for at importere dataene.
    2. Inden for de vigtigste modellering panel, fra drop-down listen for hovedmenuen, Vælg "_Analyze". Køre Parameteriser igen-analyse for at justere model kropsholdning for at matche kropsholdning i begyndelsen af den dynamiske retssag.
    3. Åbne panelet simulering. Deaktivere virkningerne af tyngdekraften og jorden reaktionsstyrker. Vælg hele bevægelse retssagen som længden af simuleringen.
    4. Angive en simulation tid trin i 100 trin/s. køre en invers kinematiske simulering drevet af motion capture data. Gem den inverse kinematiske simulation analyse.
  2. At skabe en bevægelse tracker agent
    1. Åbne panelet bevægelse Tracker Agent skabelse. Accepter standardnavnet tracker: MA_Track.
    2. Indstille translationel stivhed og roterende stivhed som 10 N/mm og 1.000 Nmm / °, henholdsvis. Indstille translationel dæmpning og roterende dæmpning som 10 Ns/mm og 1.000 Nmms / °, henholdsvis. Sæt alle translationel og roterende grad af frihed som drevet.
    3. Bemærk. Som kun den nederste-kroppen model bruges til videresendelse dynamisk simulering, er en bevægelse tracker nødvendigt at hensyn til ustabilitet på grund af manglende øverste organ bevægelse.
  3. Uddannelse benmuskler
    1. Åbne panelet bløddele konfiguration. Vælg Closed-loop enkel for muskel model. Angiv følgende parametre for muskel model: Proportional få af 1.0E6, integreret gevinst på 1.0E6, og afledte gevinst på 1.0E4.
    2. Vælg inverse kinematiske simulation analyse at være målet for muskeltræning. Anvende muskeltræning.
  4. Importere en fleksibel tibia
    1. Åbne panelet fleksibel krop Import. Udføre justering kortlægning med tre kendte beslutningstagere og deres tilsvarende noder på overfladen af den fleksible skinneben.
    2. Vælg den stive tibia skal erstattes af den fleksible skinneben. Vælg filen MNF repræsenterer den fleksible skinneben. Vælg filen muskel vedhæftet fil kortlægning for genmonteres benmuskler til fleksibel skinneben. Importere fleksible skinnebenet muskel modellen.
  5. Udførelse frem dynamisk simulering med fleksible skinnebenet på plads
    1. Åbne panelet simulering. Aktiver virkningerne af tyngdekraften og jorden reaktionsstyrker. Deaktivere effekten af motion agenter.
    2. Vælge at køre simuleringen til længden af hele forslaget retssag. Sætte simulation tid skridt af 100 trin/s. Kør en forward dynamisk simulering drevet af trænede muskler. Gem den fremad dynamisk analyse.

6. at skabe en fleksibel Tibia Model

  1. At skabe en 3D overflade mesh model
    1. Åbn et billede behandlingsprogram. Import CT skiver i DICOM-format. Oprette en maske ved hjælp af regionens voksende metode til at adskille knoglevæv fra det omgivende bløde væv.
    2. Søgning efter CT skiver hvor skinneben og lægben er forbundet. Adskille skinneben og lægben ved sletning maske langs de to knogler sammen.
    3. Oprette en anden maske ved hjælp af regionen voksende metode til kun omfatter skinneben ben. Gå gennem CT skiver til at afsløre hulrum i tibia maske. Fylde hulrum i masken. Oprette et 3D tibia objekt baseret på tibia maske. Eksport 3D tibia objekt som en fil i tegning interchange format (DXF).
  2. At skabe en finite element tibia model
    1. Åbne en FE analyse softwareprogram. Import filen 3D tibia model med DXF udvidelse.
    2. Udføre kommandoen feje til at fjerne duplikerede elementer og noder. Udføre kommandoen volumen Mesh til oprette en FE tibia model med sekskantede elementer af 3 mm x 3 mm x 3 mm. Tildel følgende materiale egenskaber til alle elementer: Young's modulus af 17 GPa, Poissons forhold mellem 0,3 og tæthed af 1.9E-6 Kg/cm3.
      Bemærk: Materialeegenskaber er tildelt til hvert element med den antagelse at knoglevæv er isotropic inden for intervaller af stamme opleves af knogle under dynamiske bevægelser24,25,26.
  3. At skabe en fleksibel tibia model
    1. Inden for de vigtigste Kontrolpanel, skal du klikke på fanen "Geometri & Mesh" Vælg "geometri & Mesh". Klik på "Tilføj noder" i "Geometri & Mesh" pop-up vinduet, i afsnittet "Mesh" til at oprette to nye noder til at repræsentere centrene i knæ og ankel samlinger.
    2. Den vigtigste Kontrolpanel, klik på "Links" tab. Vælg RBE2. I den RBE2 pop op-vindue, skal du oprette link forbindelser af type 2 stive organ element (RBE2) mellem de fælles noder og overflade noder på knæ og ankel overflader.
    3. I de vigtigste Kontrolpanel, skal du klikke på fanen "Randbetingelser". Klik på knappen "Ny" i afsnittet "Randbetingelser". Vælg "DOF_Set noder". I "Grænsen betingelse egenskaber" pop-up vinduet, skal du oprette en betingelse, grænsen ved at tildele hver af de to RBE2 fælles noder seks grader af frihed.
    4. I de vigtigste Kontrolpanel, skal du klikke på fanen "Loadcases". I afsnittet "Loadcases" Klik på "Ny", Vælg "Adams Craig-Bampton"19. Klik på "DOF-sæt noder" i vinduet "Egenskaber for Loadcase" pop-up. Vælg den dofset_nodes, der er oprettet i ovenstående trin.
    5. I de vigtigste Kontrolpanel, skal du klikke på fanen "Job". Klik på "Ny" i afsnittet "Job". Vælg "Strukturelle". I "Egenskaber" pop-up vinduet, Vælg loadcase oprettet i forrige trin. Klik på knappen "Job resultater". I "Resultater" pop-up vinduet, Vælg "Stress" og "Stamme". Også vælge "Kilo" for massen, "Newton" for kraft, "Millimeter" for længde, og "Andet" i tid. Klik på knappen "Run".
    6. I "Kør Job" pop-up vinduet, skal du klikke på knappen "Send" til at sende job til en FE simulering og skabe den modale neutral fil (MNF) af tibia16.

7. strain Data analyser

  1. Eksport af knogle stamme data
    1. Åbn post processoren af programmet multibody simulering. Indlæse holdbarhed plug-in-programmet.
    2. Åbn simuleringen med den fleksible tibia ved at klikke på navnet simulering. Eksportere maksimale og minimale vigtigste stammer og den maksimale shear stamme af de noder, der repræsenterer antero-mediale aspekt af den mid-tibial diaphysis.
  2. Behandling af raw stamme data
    1. Åbne en computer programmering software for databehandling. Importere rå stamme data. Anvende en fjerde ordre Butterworth lavpasfilter til de rå data med en cutoff hyppigheden af 15 Hz.

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Representative Results

En sund kaukasisk mandlige (19 år, højde 1800 mm, masse 80 kg) meldte sig til undersøgelsen. Før dataindsamlingen, emnet gennemgået og underskrevet samtykkeerklæring godkendt af universitetet institutionelle Review Board før du deltager i undersøgelsen. Eksperimentet blev udført under Helsinki-erklæringen. Eksperimentet blev udført ud fra følgende protokol.

For at verificere nøjagtigheden af den fremskudte dynamisk simulering, blev lavere-organ fælles vinkler fra simuleringen sammenlignet med tilsvarende fælles vinklerne målt fra motion capture data behandles af en biomekanik analyse program. En statistisk analyse software blev brugt til beregning af cross-korrelationskoefficienter af sammenligninger. Beregningen af cross-korrelation tilladt 10 LAG'er i både positiv og negativ retning. Hver lag svarede til en tid træde frem dynamisk simulering (0,01 s). Maksimal cross-korrelationskoefficienterne blev identificeret.

Besigtigelse af figur 2, figur 3og figur 4 viser ligheder mellem de fælles vinkler produceret med eksperimentelle data og simulering data. Stærk cross-korrelationskoefficienter fandtes mellem de eksperimentelle og simulation fælles vinkler på zero halter (tabel 1).

Peak stammer på antero-mediale region i midten af tibial akslen under landing fra tre forskellige højder er præsenteret i tabel 2. Blandt de tre landing højder viste de 52 cm landing betingelse største peak maksimale principal, peak minimum hovedstol og peak maksimale shear stammer. Derudover blev det observeret, som drop højden steg, peak maksimale vigtigste stammer steg.

Figure 1
Figur 1: emnespecifikke bevægeapparatet model lavet i den nuværende undersøgelse. Denne lavere organ bevægeapparatet model indeholder seks stive segmenter (bækken, venstre og højre lårben, venstre skinneben og venstre og højre fod) og en fleksibel tibia (højre skinneben). 90 benmuskler er knyttet til modellen. For visualisering formål, er hver muskel repræsenteret ved en koral farve linje. Fælles Centre er repræsenteret af lys blå bolde til nederste højre krop og lilla bolde til venstre nederste del af kroppen. Venligst klik her for at se en større version af dette tal.

Figure 2
Figur 2: blandede vinkel sammenligninger (i grader) mellem eksperimentelle motion capture og simulering data for drop-landing fra 26 cm højde. Solid linjer repræsenterer fælles vinkler beregnet med eksperimentelle motion capture data. Stiplede linjer repræsenterer fælles vinkler produceret af multibody dynamisk simulering data. Lodrette linjer repræsenterer øjeblikke af virkningen. Venligst klik her for at se en større version af dette tal.

Figure 3
Figur 3: blandede vinkel sammenligninger (i grader) mellem eksperimentelle motion capture og simulering data for drop-landing fra 39 cm højde. Solid linjer repræsenterer fælles vinkler beregnet med eksperimentelle motion capture data. Stiplede linjer repræsenterer fælles vinkler produceret af multibody dynamisk simulering data. Lodrette linjer repræsenterer øjeblikke af virkningen. Venligst klik her for at se en større version af dette tal.

Figure 4
Figur 4: blandede vinkel sammenligninger (i grader) mellem eksperimentelle motion capture og simulering data for drop-landing fra 52 cm højde. Solid linjer repræsenterer fælles vinkler beregnet med eksperimentelle motion capture data. Stiplede linjer repræsenterer fælles vinkler produceret af multibody dynamisk simulering data. Lodrette linjer repræsenterer øjeblikke af virkningen. Venligst klik her for at se en større version af dette tal.

Droplanding højder
26 cm 39 cm 52 cm
Lavere-krop leddene Cross-korrelationskoefficienten Lag Cross-korrelationskoefficienten Lag Cross-korrelationskoefficienten Lag
Ankel 0.998 0 0.998 0 0.999 0
Knæ 1 0 1 0 1 0
Hip 0.999 0 1 0 1 0

Tabel 1: Cross-korrelationskoefficienter og LAG'er fra sammenligninger mellem fælles vinkler produceret baseret på motion capture data og fælles vinkler fremstillet af simulering data. En retssag i hver højde blev anvendt til sammenligninger. Zero halter angiver ingen forskel i tiden når fælles vinkler blev produceret mellem de to tilgange.

Droplanding højder
Knogle stamme (µstrain) 26 cm 39 cm 52 cm
Maksimalt Principal 1160 1270 1410
Minimum Principal -659 -598 -867
Maksimale Shear 893 870 1140

Tabel 2: Tibia knogle stammer på antero-mediale aspekt af midten af tibial akslen under drop-landing fra tre forskellige højder. Maksimale hovedstol, minimum hovedstol og maksimale shear stammer er præsenteret.

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Discussion

Formålet med denne undersøgelse var at udvikle en ikke-invasiv metode til at bestemme tibia deformation under stor effekt aktiviteter. Kvantificere tibia stamme på grund af indvirkning lastning vil føre til en bedre forståelse af tibia stress fraktur. I denne undersøgelse, en emnespecifik bevægeapparatet model blev udviklet og computersimulationer blev kørt duplikere drop-landing bevægelser udført i et laboratorium indstilling. Effekten af drop-landing højde på tibial stamme blev undersøgt. I denne undersøgelse, vi observerede, som slip-landing højde øges, så gjorde de peak maksimale vigtigste stammer. Også blandt de tre landing betingelser resulterede 52 cm betingelse i højeste peak maksimale hovedstol, minimum hovedstol og maksimale shear stammer.

Begrænset i vivo data er tilgængelige i litteratur med hensyn til effekten af drop-landing på tibia stamme. Milgrom et al., rapporterede den maksimale vigtigste stamme spænder fra 896-1.007 µstrain under landinger fra tre forskellige højder (26, 39, 52 cm)14. Ekenman et al. rapporterede en gennemsnitlig stamme af 2,128 µstrain under landing fra en 45 cm højde13. Den maksimale vigtigste stamme fra computer-simuleringer var mellem 1.160-1410 µstrain under landing fra tre forskellige højder (26, 39, 52 cm), som var højere end dem, der indberettes af Milgrom et al. , men lavere end rapporteret af Ekenman et al. 13 , 14

Af følgende grunde kan bidrage til stamme forskellen mellem de nuværende og tidligere undersøgelser. Første, demografiske forskelle mellem emner i denne og tidligere undersøgelser. Vi brugte en fysisk aktive mandlige emne. Ekenmans undersøgelse involverede en kvindelig emne13. Milgroms undersøgelse omfattede både hanner og hunner og rapporterede gennemsnitlige stammer14. Andet kan fodtøj spille en rolle i forskelle i knoglen stamme. Lanyon et al. undersøgte effekten af fodtøj på tibial stammer, de fandt, at gå og løb barfodet resulterede i større stammer i forhold til iført sko12. Den nuværende undersøgelse bruges en barefoot landing protokol, stamme værdier beregnet var større end dem af Milgrom et al. undersøgelse, som brugte en landing protokol med standard sportssko14. Tredje kan ændringer i landing strategi også påvirke den tibial stamme. I den foreliggende undersøgelse var det muligt, at emnet kan vælge en strategi som stigende trunk fleksion til at reducere virkningen, når drop-landing højde øges. Denne strategi kunne beskytte skinnebenet fra store stammer. Milgrom et al. foreslog også en eventuel beskyttende strategi, der anvendes af hans fag14. For det fjerde kunne der være en lille forskel på steder hvor tibial stamme blev overvåget. Vores undersøgelse undersøgte knogle stamme på antero-mediale aspekt af midten af tibial akslen. Milgrom et al., blev der registreret stammer fra den mediale region i midten af tibial aksel14. Sagittale flyet bøjning øjeblik på skinneben under landing kan resultere i høj maksimal vigtigste stamme steder i nærheden af den forreste periferi tibial akslen. Ikke desto mindre synes vores stamme resultater at være sammenlignelig med resultaterne fra tidligere undersøgelser og stamme omkostningsvirkningerne (400-2.200 µstrain) indberetter i vivo undersøgelser10,13,14.

De tibial stamme værdier opnået fra denne non-invasiv metode er påvirket af nøjagtigheden af den muskel model. Cross-korrelationer blev udført for at undersøge de eksperimentelle fælles vinkel og computer simulering data under drop-landinger. Stærk korrelationskoefficienter fandtes mellem eksperimentelt målte data og computer simulering data. Dette indikerer, at den emnespecifikke model udviklet i denne undersøgelse med rimelighed kan replikere drop-landing bevægelser. Derudover var de tibial stammer rapporteret i denne undersøgelse langt under 3.000 µstrain, hvilket bekræfter antagelsen stammer fra andre undersøgelser som tibia knogle deformation er lineær i drop-landinger14,15. Således, med den beregnede stamme data i den lineære område og fremragende replications af landing bevægelsesmønstre, konkluderede vi, at stamme oplysninger indhentet fra denne non-invasiv metode var rimelig præcis. Desuden, den nuværende undersøgelse kun ansat et emne for at undersøge knogle stamme under drop-landinger. Fremtidige undersøgelser kunne undersøge, om der er en dosis svar forholdet mellem drop-landing højder og skinneben ben stammer ved hjælp af en stor stikprøve.

Betydningen af denne undersøgelse er at indføre en nyskabende non-invasiv metode til måling af knogle deformation. Denne ikke-invasiv metode løser de begrænsninger i forbindelse med den konventionelle i vivo strain gauge måling, som ikke kunne anvendes til et stort udsnit af forsøgspersoner. Desuden, omhandler den nuværende foreslåede metode begrænsninger i forbindelse med en tidligere rapporteret non-invasiv metode16,17, der blev påvirket ved hjælp af begrænset kinematiske data for at køre simuleringer og var kun egnet til at studere lav jorden indvirkning bevægelser som at gå. Tibia stress frakturer forblive høj i athletic og militære befolkninger, er det kritisk at undersøge effekten af høj effekt fysiske aktiviteter (f.eks., løb, spring og skære) på tibial ben svar. Den aktuelle nyskabende non-invasive strategi synes at være en mulig løsning til at foretage disse undersøgelser. Dette vil kaste lys på at udvikle passende fysisk træning protokoller for atleter og militære rekrutter til at reducere tibia belastningsskader. Derudover præsenterer denne nyskabende non-invasiv metode mulighed for at vurdere knogler stammer i andre knogler utilgængelige med gennemført målere som lårbenet og navicular.

Vigtige spørgsmål i forbindelse med denne ikke-invasive knogle stamme måling skal behandles her. For det første en generisk lavere-krop bevægeapparatet model er skabt baseret på enkeltperson alder, køn, kropsmasse og krop højde ved hjælp af GeBOD database27. Eksperimentelt målte geografiske placeringer af lavere-organ fælles Centre bruges til at raffinere den muskel model. I forhold til den generiske model, præsenterer dette emne-specifikke modelmetode en bedre bevægeapparatet model af den enkeltes fysiske struktur. Fremtidige undersøgelser kunne overveje at udvikle en full body bevægeapparatet model til overkroppen bevægelse under multibody dynamiske simuleringer.

For det andet er der 45 muskler tildeles hvert ben i modellen. Oprindelse og indsætninger af musklerne er anatomisk beslutsomme27. En simpel lukket kredsløb algoritme bruges til at administrere individuelle muskel kraft produktion. Specifikt, registreres ændringen af muskel længde historie under dynamisk bevægelse som landing via den inverse kinematiske simulering. Når den forreste dynamisk simulering er kørt, var en PID controller tildeles hver muskel og bruges til at regulere den nødvendige muskel kraft til duplikering af muskel længde historie optaget tidligere. Denne enkle lukket kredsløb algoritme producerer fremragende resultater i replikerende fælles kinematik. Men denne fremgangsmåde tager ikke højde for neurale koordinering blandt muskler med lignende funktioner og kunne ikke redegøre for Co sammentrækninger fra antagonister. Fremtidige værker kan overveje at bruge en bakke-baserede muskel model, som består af et aktivt kontraktile element (CE) og en passiv elastisk element (PE). Hill-baseret model integrerer den muskel kraft-hastighed og kraft-længde relationer til at producere spændinger. Den beregnede muskel kraft kan derefter sammenlignes med EMG data for validering.

For det tredje, et emne-specifikke tibia model er skabt fra CT billeder til at repræsentere den sande geometri af skinneben ben under undersøgelsen. Mens CT billeddannelse er den primære metode til at opnå den sande geometri af skinneben ben, kan andre billeddiagnostiske teknikker såsom magnetisk resonans imaging (MR) også bruges til at producere den emnespecifikke tibia model. Også, nuværende modellering protokollen antager tibia skal isotropisk materiale ejendom. En generisk tæthed værdi af 1.9E-6 kg/cm3 og en enkelt ung modulus af 17 GPa tildeles alle tibial FE elementer. Fremtidige studier kan overveje at opnå tæthedsværdier fra alle regioner i skinnebenet. Dette kan gøres ved at indføre en kalibreret phantom under CT-scanning. Knogletæthed kan derefter beregnes baseret på CT'S Hounsfield enheder. Young's modulus af knoglevævet kan yderligere beregnes baseret på tæthed data. Tildele den tibial FE model emnespecifikke materialeegenskaber vil give mere realistiske knogle stamme resultater gennem simuleringer.

For det fjerde bruges en modal FE analyse til at beregne knogle stammer. Under denne modal analyse, er hyppighed svar beregnet til at matche mekaniske belastninger (lineær og kantede styrker) pålægges på knæ og ankel leddene. En fleksibel tibia repræsenteret ved et MNF filen genereres fra den modale FE analyse. Denne fleksible skinneben er introduceret til den emnespecifikke bevægeapparatet model til at erstatte tilsvarende stive skinneben. Under den efterfølgende fremad dynamisk simulering, er deformation af den fleksible skinneben på hver gang skridt kvantificeret. I forhold til den traditionelle analyse, FE, som beregner de mekaniske svar af en FE objekt bestående af tusindvis af grader af frihed (tusindvis af elementer og noder) på hver gang skridt af bevægelse, denne modal analyse tilgang beskæftiger sig med et langt mindre antal frihedsgrader i frekvens domæne (f.eks.12 belastningstilstande fra knæ og ankel samlinger). Med fremgangsmåden, modal analyse reduceres beregningen tid betydeligt fra flere timer/dage til mindre end 1 time for en typisk simulering. Udover fordel for forbruge mindre computer tid, er modal analyse tilgang ideel til databehandling små deformation (< 10%) oplevede stive strukturer såsom knoglevæv.

Fordele ved den nuværende ikke-invasive metode over en tidligere rapporteret metode16,17 skal endelig tages op her. A) vores bevægeapparatet model er raffineret til at besidde mere præcise lavere-organ fælles centre, som produceres gennem funktionelle fælles vurdering22. Men den tidligere metode definerer fælles centre for model baseret på Plug-in gangart procedure21 ved hjælp af et begrænset antal visuelle markører. B) denne model omfatter 45 muskler til hvert ben, sammenlignet med kun 12 muskler, der anvendes i den tidligere model. Øge antallet af benmusklerne i bevægeapparatet model vil forbedre kvaliteten af simuleringen. C) under den inverse kinematiske simulation, er muskel-og modellen drevet af et sæt af 34 visuelle markører placeret på den nederste del af kroppen, som giver mulighed for bedre overlapning af den faktiske bevægelse. Derimod den foregående fremgangsmåde bruger kun 16 markører til at køre den samme simulering, og dette kan introducere numeriske fejl til simuleringen. D) under den fremad dynamisk simulering jorden reelle indvirkning styrker er anvendt til denne muskel model til at simulere bevægelsen. Men den tidligere metode er ikke stand til at indarbejde indvirkning landstyrker i simuleringen. Uden at bruge reelle indvirkning tropper under fremad dynamiske simuleringer, den tidligere metode er begrænset til at studere lav effekt aktiviteter. Trinene ovenfor vi tage for at forbedre troskab af emnespecifikke bevægeapparatet model synes at være succesfulde for behandlingen tibial deformation under menneskets bevægelser. Tilsætning af indarbejde sande virkning landstyrker i simulationer viser sig for at være nødvendigt at studere knogle stamme under høje terræn effekt aktiviteter.

Konklusion, er i vivo skinneben ben deformation normalt målt ved konventionelle pletten gauge metode. Denne tilgang er forbundet med begrænsninger som en invasiv art, færre frivillige, små knoglen overfladen områder ved at blive analyseret, etc. en roman tilgang ansat multibody dynamiske simuleringer med modal FE analyse blev foreslået i denne undersøgelse kvantificere tibia deformation under drop-landinger. Det er indlysende, at denne tilgang kan tage fat på de begrænsninger, der er nedarvet fra den konventionelle strain gauge måling. Hertil kommer, som denne tilgang til fordel ved hjælp af reelle kinematisk og kinetisk forsøgsdata, samt en emnespecifik bevægeapparatet model og fleksible tibia for at udføre dynamisk simulering og modal FE analyse, det repræsenterer en enorm forbedring i den forskning protokol over en tidligere rapporteret metode. Således, denne ikke-invasiv metode udnytter emne-specifikke data for multibody dynamiske simuleringer kombineret med modal FE analyse kunne blive et lovende redskab til at studere tibial deformation under dynamisk bevægelse. Fremtidig forskning kunne anvende denne metode til at studere knogle stammer under stor effekt aktiviteter for en stor kohorte at studere skade mekanismer af stress knoglebrud.

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Disclosures

Forfatterne erklærer, at de har ingen konkurrerende finansielle interesser.

Acknowledgments

Afdeling af hær #W81XWH-08-1-0587, #W81XWH-15-1-0006; Ball State University 2010 ASPiRE grant.

Materials

Name Company Catalog Number Comments
CT Scanner GE Medical System N/A Light Speed VCT. For performing tibia CT scan.
Motion Capture System Vicon Inc N/A Vicon FX40 high speed cameras. For performing 3D motion capture.
Force plates AMTI Inc N/A Collecting 3D ground reaction forces
Vicon Nexus Vicon Inc N/A Motion capture software program. For processing visual marker trajectory data.
Visual 3D C-Motion Inc N/A Biomechanics analysis software. For computing 3D kinematics and kinetics of human movements.
MATLAB Mathworks Inc N/A Computer programming software. For performing raw data filtering, data conversion, and data processing.
ADAMS 2012 MSC Software Inc N/A Multibody dynamic computer simulation program.
LifeMOD Lifemodeler Inc N/A A software Plug-in in ADAMS. For building human body musculo-skeletal models.
MIMICS 13 Materialise Inc N/A Image processing program. A 3D modeling tool to process imaging data. For creating 3D tibia model from CT scans.
MARC 2012 MSC Software Inc N/A Finite element analysis software. For performing volumn meshing, generating tibia FE model, and running modal FE analysis.
SPSS 19 IBM Inc N/A Statistical analysis software.

DOWNLOAD MATERIALS LIST

References

  1. Brukner, P., Bennell, K., Matheson, G. Stress fracture. , Blackwell Science. Victoria, Australia. (1999).
  2. Zadpoor, A., Nikooyan, A. The relationship between lower-extremity stress fractures and the ground reaction force: A systematic review. Clin Biomech. 26, 23-28 (2011).
  3. Matheson, G. O., Clement, D. B., McKenzie, D. C., Taunton, J. E., Lioyd-Smith, D. R., Maclntyre, J. G. Stress fractures in athletes. A study of 320 cases. Am J Sports Med. 15, 46-58 (1987).
  4. Bennell, K., Grimston, S. Risk factors for developing stress fractures. Musculoskeletal fatigue and stress fractures. Burr, D., Milgrom, C. , CRC Press. New York. 15-33 (2001).
  5. Milgrom, C., Giladi, M., Stein, M., Kashtan, H., Margulies, J. Y., Chisin, R., Stenberg, R., Aharonson, Z. Stress fractures in military recruits. A prospective study showing an unusually high incidence. J Bone Joint Surg Br. 67, 732-735 (1985).
  6. Almeida, S. A., Williams, K. M., Shaffer, R. A., Brodine, S. K. Epidemiological patterns of musculoskeletal injuries and physical training. Med Sci Sports Exerc. 31, 1176-1182 (1999).
  7. Jones, B. H., Knapik, J. J. Physical training and exercise-related injuries, surveillance, research and injury prevention in military populations. Sports Med. 27, 111-125 (1999).
  8. Jones, B. H., Thacker, S., Gilchrist, J., Kimsey, C. D., Sosin, D. M. Prevention of lower extremity stress fractures in athletes and soldiers: a systematic review. Epidemiol Rev. 24, 228-247 (2002).
  9. Voloshin, A., Wosk, J. An in vivo study of low back pain and shock absorption in the human locomotor system. J Biomech. 15, 21-27 (1982).
  10. Burr, D. B., Milgrom, C., Fyhrie, D., Forwood, M., Nyska, M., Finestone, A., Hoshaw, S., Saiag, E., Simkin, A. In vivo measurement of human tibial strains during vigorous activity. Bone. 18, 405-410 (1996).
  11. Ekenman, I., Halvorsen, K., Westblad, P., Fellander-Tsai, L., Rolf, C. The reliability and validity of an instrumented staple system for in vivo measurement of local bone deformation. An in vitro study. Scand J Med Sci Sports. 8, 172-176 (1998).
  12. Lanyon, L. E., Hampson, W. G., Goodship, A. E., Shah, J. S. Bone deformation recorded in vivo from strain gauges attached to the human tibial shaft. Acta Orthop Scand. 46, 256-268 (1975).
  13. Ekenman, I., Halvorsen, K., Westblad, P., Tsai, L. F., Rolf, C. Local bone deformation at two predominant sites for stress fractures of the tibia: an in vivo study. Foot Ankle Int. 19, 479-484 (1998).
  14. Milgrom, C., Finestone, A., Levi, Y., Simkin, A., Ekenman, I., Mendelson, S., Millgram, M., Nyska, M., Benjuya, N., Burr, D. Do high impact exercises produce higher tibial strains than running? Br J Sports Med. 34, 195-199 (2000).
  15. Milgrom, C., Finestone, A., Simkin, A., Ekenman, I., Mendelson, S., Millgram, M., Nyska, M., Larsson, E., Burr, D. In-vivo strain measurements to evaluate the strengthening potential of exercises on the tibial bone. J Bone Joint Surg Br. 82, 591-594 (2000).
  16. Al Nazer, R., Rantalainen, T., Heinonen, A., Sievanen, H., Mikkola, A. Flexible multibody simulation approach in the analysis of tibial strain during walking. J Biomech. 41, 1036-1043 (2008).
  17. Al Nazer, R., Klodowski, A., Rantalainen, T., Heinonen, A., Sievanen, H., Mikkola, A. A full body musculoskeletal model based on flexible multibody simulation approach utilised in bone strain analysis during human locomotion. Comput Method Biomec. 14, 573-579 (2011).
  18. Johnson, M. A., Moradi, M. H., Crowe, J. PID control: new identification and design methods. , Springer. New York. 543 (2005).
  19. Craig, R. R., Bampton, M. C. C. Coupling of substructures for dynamics analysis. American Institute of Aeronautics and Astronautics Journal. 6, 1313-1319 (1968).
  20. Wasfy, T. M., Noor, A. K. Computational strategies for flexible multibody systems. Appl Mech Rev. 56, 553-613 (2003).
  21. Kadaba, M. P., Ramakrishnan, H. k, Wootten, M. E. Measurement of lower extremity kinematics during level walking. J Orthop Res. 8, 383-392 (1990).
  22. Schwartz, M. H., Rozumalski, A. A new method for estimating joint parameters from motion data. J Biomech. 38, 107-116 (2005).
  23. Devita, P., Skelly, W. A. Effect of landing stiffness on joint kenetics and energetic in the lower extremity. Med Sci Sports Exerc. 24, 108-115 (1992).
  24. Dong, X. N., Guo, X. E. The dependence of transversely isotropic elasticity of human femoral cortical bone on porosity. J Biomech. 37, 1281-1287 (2004).
  25. Schileo, E., Taddei, F., Malandrino, A., Cristofolini, L., Viceconti, M. Subject-specific finite element models can accurately predict strain levels in long bones. J Biomech. 40, 2982-2989 (2007).
  26. Pattin, C. A., Caler, W. E., Carter, D. R. Cyclic mechanical property degradation during fatigue loading of cortical bone. J Biomech. 29, 69-79 (1996).
  27. Lifemodeler, I. Lifemod Manual. , Lifemodeler Inc. San Clemente, CA. (2010).

Tags

Bioteknologi spørgsmål 134 bevægeapparat modellering multibody dynamiske FE stress fraktur tibia motion capture drop-landing
Emne-specifikke muskel Model til at studere knogle stamme under dynamisk bevægelse
Play Video
PDF DOI DOWNLOAD MATERIALS LIST

Cite this Article

Wang, H., Dueball, S.… More

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

Less
Copy Citation Download Citation Reprints and Permissions
View Video

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

Waiting X
Simple Hit Counter