Summary
Tijdens de landing, lager lichaam botten Ervaar grote mechanische belastingen en zijn vervormd. Het is essentieel voor het meten van de vervorming van het bot voor een beter begrip van de mechanismen van beenverwondingen stress effecten zijn gekoppeld. Een nieuwe aanpak onderwerp-specifieke spier-en modellering en eindige elementen analyse wordt gebruikt om te meten tibiale stam tijdens dynamische bewegingen.
Abstract
Bot spanningsverwondingen zijn gebruikelijk in sport- en militaire trainingen. Repetitieve grote grond botskrachten tijdens de training zou de oorzaak kunnen zijn. Het is essentieel om het effect van hoge grond effect krachten op lagere-lichaam bot vervorming om de mechanismen van beenverwondingen stress beter te begrijpen. Conventionele spanningsmeter meting is gebruikt om te studeren in vivo de vervorming van de tibia. Deze methode wordt geassocieerd met beperkingen, met inbegrip van invasiviteit van de procedure, de betrokkenheid van enkele menselijke proefpersonen, en de stam van de beperkte gegevens uit kleine bot oppervlakten. De huidige studie is van plan om een nieuwe benadering om te bestuderen van de tibia bot stam onder hoge impact belastingstoestanden. Een onderwerp-specifieke musculoskeletal model is gemaakt om aan te geven een gezonde man (19 jaar, 80 kg, 1.800 mm). Een flexibele eindige elementen tibia model werd gemaakt op basis van een computertomografie (CT) scan van de certificaathouder juiste tibia. Laboratorium motion-video vastleggen werd uitgevoerd om het verkrijgen van kinematica en grond reactiekrachten van drop-aanvoer uit verschillende hoogtes (26, 39, 52 cm). Multibody dynamische computersimulaties, gecombineerd met een modale analyse van de flexibele tibia werden uitgevoerd om te kwantificeren van tibia stam tijdens drop-aanvoer. Berekende tibia stam gegevens waren in goede overeenkomst met vorige in vivo studies. Het is duidelijk dat deze niet-invasieve benadering kan worden toegepast om te bestuderen van tibia bot stam tijdens hoge impact activiteiten voor een grote cohort, die leiden zal tot een beter begrip van letsel mechanisme van tibia stress fracturen.
Introduction
Stress beenverwondingen, zoals stress fracturen, zijn ernstige overmatig gebruik verwondingen vereisen lange perioden van herstel en het ontstaan van belangrijke medische kosten1,2. Stress fracturen komen vaak beide in atletische en militaire populaties. Onder alle verwante sportblessures, stress fracturen goed voor 10% van de totale3. In het bijzonder track atleten worden geconfronteerd met een hoger percentage van de schade in 20%4. Soldaten ervaring ook een hoge mate van stress fracturen. Bijvoorbeeld, een tarief van 6% schade werd gemeld voor de US Army1 en een tarief van 31% schade werd gemeld in het Israëlische leger-5. Onder alle gerapporteerde stress fracturen is stressfractuur van de tibia de meest voorkomende één6,7,8.
Sport en fysieke trainingen met een hoger risico van stress fractuur van de tibia worden gewoonlijk geassocieerd met hoge grond effecten (bijvoorbeeld, springen, landing en snijden). Tijdens de motoriek, wordt een grond effect kracht toegepast op het lichaam wanneer de voet contact maakt met de grond. De kracht van dit effect is verdwenen door de houdings-en bewegingsapparaat en schoeisel. Het skelet fungeert als een reeks van hefbomen waardoor spieren toe te passen krachten op te vangen van de grond effect9. Wanneer de beenspieren kunnen niet voldoende de vermindering van de impact van de grond, moeten lager-lichaam botten absorberen de residuele werking. Botstructuur beleeft vervorming tijdens dit proces. Repetitieve absorptie van residuele effect kracht kan resulteren in microdamages in het bot, die zal zich ophopen en stress fracturen worden. Tot op heden, informatie met betrekking tot bot is reactie op externe grondtroepen van de gevolgen beperkt. Het is belangrijk om te bestuderen hoe de tibia bot reageert met de mechanische belasting geïntroduceerd door hoge botskrachten tijdens dynamische bewegingen. Behandeling van tibia bot vervorming tijdens hoge impact activiteiten kan leiden tot een beter begrip van het mechanisme van stress fractuur van de tibia.
Conventionele technieken die worden gebruikt voor het meten van bone vervorming in vivo is afhankelijk van geïnstrumenteerde spanningsmeters10,11,12,13,14,15. Chirurgische ingrepen zijn nodig om het implantaat rekstrookjes op bot oppervlak. Het invasieve karakter, zijn in vivo studies beperkt door een kleine steekproef van vrijwilligers. De spanningsmeter Activiteitenweergave daarnaast alleen een kleine regio van het oppervlak van bot. Een niet-invasieve methode met behulp van computersimulatie voor het analyseren van bot-stam was onlangs geïntroduceerde16,17. Deze methode zorgt voor de mogelijkheid om musculoskeletal modellering en computationele simulaties te combineren om te studeren bot stam tijdens Bewegingswetenschappen.
Een spier-en model wordt vertegenwoordigd door een skelet en debeenderspieren. Het skelet bestaat uit bot segmenten, die stijf of niet-vervormbare organen. Skeletspieren worden gemodelleerd als domeincontrollers met behulp van het progressief-integraal-afgeleide (PID) algoritme. Het drie-termijn PID besturingselement gebruikt fouten in de schatting voor verbeteren van de uitgang nauwkeurigheid18. In wezen, proberen PID-controllers die spieren te dupliceren van de bewegingen van het lichaam door het ontwikkelen van de nodige krachten tot wijzigingen van de lengte van de spieren na verloop van tijd. De PID-regelaar gebruikt de fout in de lengte/tijd-curve om te wijzigen de kracht om het verkeer te reproduceren. Deze simulatie proces zorgt voor een haalbare oplossing voor het coördineren van alle spieren om samen te werken om te verplaatsen van het skelet en de lichaamsbeweging produceren.
Een of meer segmenten in het skelet van de spier-en model kunnen worden gemodelleerd als flexibele organen om meting van vervorming. Bijvoorbeeld, kan de tibia bot worden uitgesplitst in een eindig aantal elementen, die uit duizenden onderdelen en knooppunten bestaat. Het effect van mechanische belasting op de flexibele tibia kan worden onderzocht door middel van eindige elementen (FE) analyse. De FE analyse berekent de reactie van de laden van afzonderlijke elementen na verloop van tijd. Als het aantal elementen en knooppunten verhoging van de bot, zal de rekentijd van de FE analyse aanzienlijk toenemen.
Verklein de computationele kosten met nauwkeurige evaluatie van flexibele organen vervorming en heeft modale FE analyse ontwikkeld en gebruikt binnen de automotive en aerospace industrie19,20. In plaats van afzonderlijke FE elementen reacties op mechanische belasting in het tijdsdomein analyseren, beoordeelt deze procedure mechanische reacties van een object op basis van verschillende vibrationele frequenties in het frequentiedomein. Deze methode resulteert in een significante vermindering van rekentijd terwijl het verstrekken van nauwkeurige meting van vervorming20. Hoewel modale FE analyse wijd verbeid gebruikt is om te studeren van mechanische vermoeidheid in automotive en aerospace gebieden, de toepassing van deze methode is zeer beperkt gebleven in de wetenschap van het menselijk bewegen. Al Nazer et al., gebruikt een modale FE analyse te onderzoeken tibiale vervorming tijdens menselijke gait en gerapporteerde resultaten16,17te stimuleren. Hun methode werd echter sterk beïnvloed door slechts met behulp van beperkte kinematische gegevens uit een experiment om te rijden de computersimulaties; Er waren geen echte botskrachten gebruikt om te helpen de simulaties op de grond. Deze aanpak kan worden voor het bestuderen van lage impact slow bewegingen zoals lopen redelijk, maar het is niet een haalbare oplossing te bestuderen van de gevolgen van hoge grondbewegingen. Om te onderzoeken lager-lichaam bot reacties tijdens dynamische hoge impact activiteiten, is het dus essentieel voor de ontwikkeling van een innovatieve aanpak om aan te pakken van de beperkingen die zijn gekoppeld aan de eerder gemelde methode. In het bijzonder een methode met behulp van nauwkeurige kinematische Proefgegevens en echte grond botskrachten moeten worden ontwikkeld. Daarom is het doel van deze studie was om een onderwerp-specifieke musculoskeletal model standaardinteracties multibody dynamische simulaties met modale FE analyse te onderzoeken tibiale stam tijdens hoge impact activiteiten te ontwikkelen. Een beweging van de dynamische hoge impact vertegenwoordigd door drop-aanvoer uit verschillende hoogtes werd geselecteerd voor het testen van de methode.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Protocol
Het experiment werd uitgevoerd onder de verklaring van Helsinki. Voorafgaand aan het verzamelen van gegevens, het onderwerp herzien en ondertekend het toestemmingsformulier alvorens deel te nemen in de studie door de Universiteit institutionele Review Board werd goedgekeurd.
1. CT Imaging Protocol
- Neem de deelnemer aan een inrichting waar een CT-scanner is gehuisvest. Voorafgaand aan de CT-scan, de CT-machine te configureren met de volgende parameters: CT segment dikte van 0.625 mm, CT gezichtsveld van 15 cm x 15 cm, en automatische instelling voor parameters van piek kilo-spanning (kVp) en milliampere-seconden (mAs) met behulp van algoritme van de machine.
- Vraag de deelnemer te liggen op een tabel die dia's in een ring in de CT-scanner. Vraag de deelnemer te blijven heel stil tijdens de CT-scan. Het scannen van elk been afzonderlijk van het hielbeen tot het distale einde van het dijbeen.
- Na voltooiing van de CT-scan, door de CT-beelden in een digitale imaging en communicatie in de geneeskunde (DICOM)-indeling te exporteren. Kies de afbeeldingsgrootte van een van 512 x 512 pixels (grijstinten).
Opmerking: Het CT beeldvorming protocol normaal duurt minder dan 1 uur. De stralingsdosis is minimaal. Het presenteert geen groter risico dan de die optreden tijdens het normale X-ray medische procedures.
2. Antropometrische meting Protocol
- Tijdens het laboratorium bezoek, voorafgaand aan de motion-video vastleggen, meten van de deelnemer lichaamsgewicht (kg), de lichaamslengte (mm), de afstand tussen het voorste-superior iliac stekels (ASISs) (mm), beenlengte (mm), knie gezamenlijke breedte (mm) en enkel gezamenlijke breedte (mm).
- Inter ASIS afstandsmeting: een remklauw gebruiken voor het meten van de lineaire afstand tussen de linker ASIS en juiste ASIS.
- Been lengte meting: gebruik een tape maatregel om de lineaire afstand de ASIS en mediale malleolus; voor beide benen.
- Knie gezamenlijke breedte meten: een remklauw gebruiken voor het meten van de lineaire afstand tussen de laterale en mediale epicondyles van het dijbeen voor beide knieën.
- Enkel gezamenlijke breedte meten: een remklauw gebruiken voor het meten van de lineaire afstand tussen de laterale en mediale malleoli voor beide benen.
Opmerking: De inter ASIS afstand, been lengte-, knie- en enkel breedte worden gebruikt om het model van een onderwerp in een biomechanica software te bouwen (Zie Tabel of Materials) voor kinematische en kinetische berekeningen uit te voeren.
3. motion Capture Protocol
Opmerking: Zie Tabel van materialen voor alle software en hulpmiddelen gebruikt.
- Plaatsing van reflecterende markers
- Plaats 14-mm reflecterende markeringen op het lichaam van de deelnemer bij de volgende anatomische bony bezienswaardigheden: acromion processen, sternoclavicular gewrichten, base van borstbeen, posterior proces van de 10th borstwervels, ASISs, posterior-superior iliac stekels (PSISs), 1,5 cm boven de laterale knie gezamenlijke regels, 1,5 cm boven de knie mediale gezamenlijke regels, lateraal malleoli, mediale malleoli posterieure hakken, grondslagen van de tweede middenvoetsbeenderen en grondslagen van de vijfde middenvoetsbeenderen.
- Plaats van semi-rigide kunststof platen met 4-marker clusters op de dijen en shanks, respectievelijk.
Opmerking: Voor een beter resultaat van motion capture, de deelnemer wordt aanbevolen te worden barefoot en dragen van nauwsluitende kleding. Daarnaast volgt de marker plaatsing procedure een gemodificeerde "Plug-in-Gait" protocol21. Een totaal van 39 reflecterende markers worden gebruikt voor de motie-vangst en 34 van hen zijn aangesloten op het onderlichaam.
- Instrueer de deelnemer door te lopen op een gemotoriseerde loopband een zelf gekozen tempo gedurende 5 minuten opwarmen.
- Kalibratie van ruimte voor de motion capture procedure
- Zet de capture bewegingssysteem (12 high-speed infra-rood camera's) en twee dwingen platen. Open een motion capture softwareprogramma. Binnen het hoofdvenster, open het paneel 'Resources'. Klik op de "System" tab configureren de frequentie van de camera bij 200 Hz en dwingen plaat frequentie bij 2.000 Hz.
- Binnen het hoofdvenster, 'Tools' het deelvenster te openen. Klik op de knop "System Preparation". Klik op "Kalibreren camera's". Klik op "Start". Vraag het personeel van een onderzoek te zwaaien van een toverstokje standaard 5-marker kalibratie voor het uitvoeren van een dynamische kalibratie binnen de ruimte van de kamer waar de daling-bewegingen moeten worden uitgevoerd. Klik op 'Stop' na 5 s toverstaf gegevens hebben verkregen.
- Plaats de kalibratie toverstaf plat op de vloer aan te sluiten bij een hoek van een plaat van kracht met het oog op het opgeven van een referentie-locatie (herkomst) voor de geijkte ruimte. Klik op "Instellen Volume oorsprong" in de 'System Preparation' extra deelvensters.
- Voorbereiding van de deelnemer in motion capture softwareprogramma
- Binnen het hoofdvenster, open het paneel 'Resources'. Klik op de "Onderwerp" tab. Klik op de knop "Maak een nieuw onderwerp van het skelet van een label". Een labeling sjabloon selecteren in een lijst van bestanden van de sjabloon verstrekt.
- Voer de naam en de waarden van lichaamsgewicht (kg), lichaamslengte (mm), inter-ASIS afstand (mm), linker en rechter beenlengte (mm), links en rechts knie breedte (mm) en links en rechts enkel breedte (mm) van het onderwerp in het venster 'Eigenschappen'. Klik in het "Onderwerp middelen", met de rechtermuisknop op de naam van de certificaathouder en klik op "Opslaan onderwerp".
- Opnemen van een statische lichaam kalibratie pose
- Vraag de deelnemer zich roerloos in het midden van de gekalibreerde kamer met voeten schouderbreedte uit elkaar terwijl de bovenste extremiteiten verlenging lateraal zodat alle reflecterende markeringen op het lichaam goed worden blootgesteld aan camera's.
- Open in het hoofdvenster, het deelvenster Gereedschappen. Klik op het tabblad "Onderwerp voorbereiding". In de sectie onderwerp vangen Klik "Start" om de record een proef 3-s-motie wordt de statische kalibratie proces.
- Procedure voor het bepalen van de functionele gemeenschappelijke centra
-
Functionele heupgewricht center
- Vragen van de deelnemer te staan met een been en het andere been enigszins naar voren volledig uit te breiden. Instrueren van de deelnemer aan het uitgebreide been rond het heupgewricht verplaatsen in de volgende volgorde: anteriorly verplaatsen en terug tot neutraal, anterior-lateraal verplaatst en terug tot neutraal, lateraal verplaatst en terug tot neutraal, posterior-lateraal verplaatst en terugkeren naar neutraal, posteriorly verplaatsen en terugkeren naar de neutrale en een circumduction beweging.
- Binnen het hoofdvenster, open het paneel 'Tools', klikt u op het tabblad "Capture". Tikken "Voorsprong" opnemen een motie proces voor elke functionele hip beweging in de opname sectie.
-
Functionele knie gemeenschappelijk centrum
- Vraag de deelnemer te staan met een been en onderhouden van een 30° hip hyper-uitbreiding van het andere been. Instrueer de deelnemer voor het uitvoeren van een flexie van de knie 45° met de niet-gewicht dragende poot voor 5 keer.
- Tikken "Voorsprong" opnemen een motie proces voor elke functionele knie-beweging in de sectie 'Capture' van de 'Tools'-deelvenster.
Opmerking: Raadpleeg voor bijzonderheden omtrent de functionele gemeenschappelijke, Schwarz, et al.. 22
-
Functionele heupgewricht center
- Motion-Video vastleggen van drop-bewegingen
- De volgorde van het gebruik van drie verschillende hoogtes van de drop-landing (26 cm, 39 cm en 52 cm)14willekeurig.
- Plaats de hoogte aangepast houten doos met een bovenste oppervlakte van 50 x 50 cm,2 op de vloer bedekt door een rubber mat. De houten box is 11 cm vanaf de randen van de platen van de kracht. Vraag de deelnemer op het oppervlak van het vak staan.
- Instrueer de deelnemer te breiden hun dominante voet direct voor het vak en hun gewicht naar voren verplaatsen, en stap uit in het vak. Vraag de deelnemer op het land met beide benen op de grond op hetzelfde moment met elke voet op een aparte kracht plaat.
- Vraag de deelnemer te blijven staan totdat de motie-vangst van het proces is voltooid. Herhaal de motie-vangst drie keer te verzamelen van de drie proeven van de beweging voor elke hoogte.
- Motion capture gegevensverwerking
- Open een motion capture softwareprogramma. Binnen het hoofdvenster van het programma, gaat u naar het deelvenster 'Communicatie'. Klik op de "Data Management" tab. Selecteer een van de proeven opgenomen beweging en open het in het programma.
- Klik in het deelvenster 'Tools' op het tabblad "Pipeline". Selecteer de pijpleiding "Wederopbouw" uit de lijst 'Huidige pijpleiding'. Klik op de knop "Run" om te beginnen met het proces van wederopbouw om op te halen van de drie-dimensie (3D) trajecten van reflecterende markers.
- Klik in het deelvenster 'Tools' op het tabblad "Label/bewerken". In de sectie 'Handmatig labelen' individuele marker namen te selecteren en de bijbehorende 3D trajecten label. Klik op de "opslaan" knop van de werkbalk wanneer etikettering is voltooid.
- Klik in het deelvenster 'Tools' op het tabblad "Pipeline". In de sectie "Beschikbare acties" Selecteer "Bestand exporteren". Dubbelklik op de "Export C3D pipeline". Klik op de knop "Run" om het proces van verwerkte beweging exporteren naar een bestand in een coördinaat drie-dimensie (C3D) formaat.
- Biomechanische analyse van beweging opnamegegevens
- Open een biomechanica softwareprogramma wordt verdere proces de opnamegegevens beweging. Uit het bovenste menu, klik op "Bestand" en klik op de knop "Openen/toevoegen". Selecteer de raw C3D-bestanden importeren in de biomechanica softwareprogramma.
- Uit het bovenste menu, klik op "Model". Klik op "maken (statische kalibratie bestand toevoegen)". Selecteer in het submenu, "Hybride Model van C3DFile". Selecteer en open de statische kalibratie C3D bestand.
- Uit het bovenste menu, klik op "Model". Van de drop-down lijst, klikt u op "Model sjabloon toepassen". Selecteer en open het sjabloonbestand van een model. Klik op het tabblad van de "Modellen" op de werkbalk. Klik op het tabblad "Onderwerp gegevens / statistieken". Wijzig de waarden van de 'Massa' en 'Hoogte' om het model onderwerp-specifieke binnen het venster 'Onderwerp gegevens'.
- Klik op het tabblad van de "Modellen" op de werkbalk. Klik op de knop "Model Builder geavanceerde Post Processing" van de bovenste menubalk. Klik op de "Functionele gewrichten" tab. Selecteer "toevoegen Motion bestand van Workspace" in het pop-up venster voor de "Model Builder geavanceerde Post Processing".
- Selecteer de functionele gemeenschappelijke centrum C3D-bestanden. Markeer een geïmporteerde functionele gezamenlijke bestand. Markeer een functioneel gewricht overeenkomen met het bestand. Gebruik de "Set START Frame naar huidige Frame" en "Set einde Frame naar huidige Frame" de desbetreffende gedeelten van de motie proef selecteren. Klik op de knop "Berekenen gecontroleerd monumenten". Herhaal deze procedure voor het berekenen van andere functionele gemeenschappelijke centra om het skelet model te verfijnen.
- Klik op de knop "Model" op de bovenste menubalk. Selecteer "Toewijzen van Model naar beweging bestanden". In het pop-up venster voor de "toewijzen modellen te Motion Data", het onderwerp-specifieke skelet model van toepassing op alle proeven van de beweging.
- Klik op de "Pipeline" knop van de werkbalk. In het pop-upvenster van het "Pipeline-Workshop", klikt u op de knop "Open Pipeline". Selecteer de "filter doelstellingen Pipeline". Klik op de knop "Uitvoeren Pipeline" een vierde-orde Butterworth laagdoorlaatfilter met cutoff frequentie van 10 Hz op 3D trajecten van motion capture proeven uitvoeren.
- Klik op de "Pipeline" knop van de werkbalk. In het pop-upvenster van het "Pipeline-Workshop", klikt u op de knop "Open Pipeline". Selecteer de "filter krachten Pipeline". Klik op de knop "Uitvoeren Pipeline" een vierde-orde Butterworth laagdoorlaatfilter met cutoff frequentie van 60 Hz op reactie grondtroepen van motion capture proeven uitvoeren.
- Klik op de knop "Settings" van de bovenste menubalk. Plaats vinkjes naast "Gebruik verwerkt analogen voor grond reactie kracht berekeningen" en "Gebruik verwerkt doelstellingen voor Model/Segment/LinkModelBased Items".
- Klik op de "Pipeline" knop van de werkbalk. In het pop-upvenster van het "Pipeline-Workshop", klikt u op de knop "Open Pipeline". Selecteer de pijpleiding "Model gebaseerd berekening". Klik op de knop "Uitvoeren Pipeline" berekeningen van lagere-lichaam gezamenlijke kinematica en kinetica.
- Klik op de "Pipeline" knop van de werkbalk. In het pop-upvenster van het "Pipeline-Workshop", klikt u op de knop "Open Pipeline". Selecteer de pijpleiding "Exporteren C3D coördineert". Klik op de knop "Uitvoeren Pipeline" de verwerkte 3D-coördinaten van lagere-lichaam visuele markeringen in een C3D-bestand exporteren.
- Klik op de "Pipeline" knop van de werkbalk. In het pop-upvenster van het "Pipeline-Workshop", klikt u op de knop "Open Pipeline". Selecteer het "Exporteren reactie grondtroepen"-pijpleiding. Klik op de knop "Uitvoeren Pipeline" exporteren de verwerkte 3D grond reactie in een binair bestand krachten (bestandsextensie: MAT).
Opmerking: Voor het behoud van de hoge impact pieken tijdens de aanvoer, een cutoff frequentie van 60 Hz is gebruikt voor het filteren van de ruwe grond reactie kracht gegevens23.
- Motie opnamegegevens voorbereiden computersimulaties
- Open een computer programmering software. Het gefilterde C3D-gegevensbestand en het MAT gegevensbestand importeren.
- Het exporteren van een tekstbestand met lagere-lichaam gezamenlijke center coördinaten. Het gegevensbestand C3D en de MAT gegevensbestand converteren naar tekstbestanden (bestandsextensie: slf) voor gebruik door een multibody dynamische simulatie programma.
4. onderwerp specifieke Procedure modelleren
-
Lager-lichaam skelet model maken
- Open de multibody dynamische simulatie softwareprogramma met het menselijk lichaam modelleren plug-in geïnstalleerd. Tijdens dit proces, wordt het menselijk lichaam modelleren plug-in module automatisch geopend. Binnen het splash-scherm, dubbelklikt u op het pictogram "Nieuw Model" om te openen de modelbouw van het Configuratiescherm.
- Binnen het deelvenster belangrijkste modelleren in de sectie "Anthropometric databasebibliotheek" kiezen de generieke lichaam (GeBOD) van de drop-down lijst. De belangrijkste modelleren paneel, geef lichaamsgewicht (kg), de lichaamslengte (mm), geslacht en leeftijd (maanden).
- Klik op de "Lower Body" radio knop in het deelvenster van de belangrijkste modelleren, in de sectie "De configuratie van het lichaam". De "Eenheden" drop-down lijst, selecteer "Millimeter kilo Newton". Binnen het belangrijkste modelleren deelvenster, klikt u op de "Apply" knop in de sectie "Create lichaam meting Table" te accepteren van de metingen van het lichaam. Klik op de "Apply" knop in de sectie van de "Menselijke segmenten maken" maken een lagere-lichaam skelet basismodel blijven.
Opmerking: Dit model wordt geschaald op basis op de hoogte van het individu, massa, leeftijd en geslacht. Het model bestaat uit zeven segmenten: een bekken, twee dijen, twee shanks, en twee voeten (Figuur 1). Alle van de segmenten worden gemodelleerd als starre lichamen.
-
Modelleren van de lagere-lichaam gewrichten
- Binnen de belangrijkste modelleren panel, de belangrijkste menu drop-down lijst, selecteer "Gewrichten" om het deelvenster gemeenschappelijke configuratie te openen.
- Klik op de knop naast de "bereiden Model met opname gewrichten" binnen het gemeenschappelijke Configuratiescherm, in de sectie "Gezamenlijke rotatie elementen". Voer in de sectie "Lente dempers en gezamenlijke eigenschappen voor limieten" de volgende parameters: nominale gezamenlijke stijfheid van 1 Nmm / ° nominale gezamenlijke demping van 0.1 Nmm∙s / °, gezamenlijk stoppen stijfheid van 3.38E7 Nmm / °. Doorgaan met het selecteren van "Linker been" en "Recht been" door het controleren van de keuzerondjes naast de namen. Klik op de "Apply" knop om te accepteren van de gezamenlijke configuraties.
- De belangrijkste modelleren paneel, de drop-down lijst van het hoofdmenu, selecteer "Workflow". De drop-down lijst van het submenu te openen, selecteer "Gang" en "Kalibreren". Voer in de sectie "Gezamenlijke Center Data" van de deelnemer lager-lichaam gezamenlijke center bestand.
- Klik op de "Load" knop om de gegevens te wijzigen van de locaties van gemeenschappelijke centra te importeren. Voer het statische kalibratie motion capture proces in de "Load statische proef" sectie (in slf-bestandsindeling, generatie beschreven stappen 3.8-3.10). Klik op de "Laad" knop om te importeren van het bestand om het lager-lichaam skelet model generaliseer.
Opmerking: Standaard, de heupgewrichten zijn geconfigureerd als bolvormige gewrichten met drie graden van vrijheid, knie gewrichten zijn geconfigureerd als kwamen gewrichten met een mate van vrijheid en gewrichten van de enkel zijn geconfigureerd als cardankoppelingen met twee graden van vrijheid.
-
Modelleren van skeletspieren
- Binnen de belangrijkste modelleren panel, de drop-down lijst van het hoofdmenu, selecteer "Weke". De drop-down lijst van het submenu te openen, selecteer "Base weefsel Set maken". Klik in de sectie "Spier CONTRACTIELE elementen" op "Bereiden met opname spier modelelementen".
- Klik op het keuzerondje van de "bijgewerkt 45 spier Set" in de sectie "Algemene opname ELEMENT spier eigenschappen".
- In de sectie "Algemene opname ELEMENT spier eigenschappen" Accepteer de volgende standaardinstellingen voor de eigenschappen van de spier: passieve stijfheid van 0.4448 N/mm, passieve demping van 1,75 E-2 Ns/mm, spier rusten belasting van 0.4448 N. Check de keuzerondjes van "Linker been" en "Leg right" voor spier toewijzingen. Klik op de "Apply" knop om te accepteren van de configuraties.
Opmerking: De 45 been spier-set bestaat uit de volgende spieren: Adductor Brevis, Adductor Longus, Adductor Magnus (drie groepen), lange kop van de musculus Biceps Femoris, musculus Biceps Femoris korte kop, Extensor Digitorum, Extensor Hallucis, Flexor Digitorum, Flexor Hallucis, Gastrocnemius, Gemellus Gluteus Maximus (drie groepen), Gluteus Medias (drie groepen), Gluteus Minimis (drie groepen), Gracilis, Hamstring, Iliacus, laterale Gastrocnemius, mediale Gastrocnemius, Pectineus, Peroneus Brevis, Peroneus Longus, Peroneus Tertius Piriformis, Psoas, Quadriceps Femoris, musculus Rectus Femoris, Sartorius, Semimembranosus, Semitendinosus, Soleus, Tensor Fasciae Latae, Tibialis Anterior Tibialis Posterior Vastus Intermedius, Vastus Lateralis, Vastus Medialis.
5. multi lichaam dynamica simulaties
-
Uitvoeren van inverse kinematic simulatie
- De belangrijkste modelleren paneel, de drop-down lijst van het hoofdmenu, selecteer "Workflow". De drop-down lijst van het submenu te openen, selecteer "Gang" en "Trial". In de sectie "Dynamic Trial Data" Geef de bestandsnaam van een dynamische beweging vastleggen proef (met slf bestandsindeling) en klik op de "Laad" knop om de gegevens te importeren. Verder Voer de bijbehorende grond-interventiemacht gegevens bestand (met de bestandsindeling van de slf) en klik op de "Laad" knop om de gegevens te importeren.
- De belangrijkste modelleren paneel, de drop-down lijst van het hoofdmenu, selecteer "_Analyze". De analyse van Reparameterize om aan te passen het model houding zodat deze overeenkomen met de houding in het begin van de dynamische proef uitvoeren.
- Open het deelvenster simulatie. Hiermee schakelt u de effecten van zwaartekracht en grond reactiekrachten. Kies het proces van de hele beweging als de lengte van de simulatie.
- Geef een tijd van de simulatie van 100 stappen/s. een inverse kinematic simulatie gedreven door de opnamegegevens beweging uitvoeren. Sla de inverse kinematic simulatie-analyse.
-
Creëren van een beweging tracker agent
- Open het deelvenster Motion Tracker Agent creatie. Accepteer de standaardnaam voor de tracker: MA_Track.
- Stel de translationeel stijfheid en roterende stijfheid als 10 N/mm en 1.000 Nmm / °, respectievelijk. Stel de translationeel demping en roterende demping als 10 Ns/mm en 1.000 Nmms / °, respectievelijk. Stel alle translationeel en roterende vrijheidsgraden als Driven.
- Opmerking. Omdat alleen de lagere-body model wordt gebruikt voor de voorwaartse dynamische simulatie, wordt een motie tracker moet rekening voor de instabiliteit als gevolg van het gebrek aan bovenlichaam beweging.
-
Opleiding beenspieren
- Open het configuratievenster zachte weefsels. Kies gesloten-lus eenvoudig voor het model van de spier. Stel de volgende parameters voor het spier-model: proportionele krijgen van 1.0E6, integraal krijgen van 1.0E6 en afgeleide krijgen van 1.0E4.
- Selecteer de analyse van de inverse kinematic simulatie het doelwit van de spiertraining. Toepassing van de spiertraining.
-
Importeren van een flexibele tibia
- Open het deelvenster flexibele lichaam importeren. De uitlijning Mapping met drie bekende makers en hun bijbehorende knooppunten op het oppervlak van de flexibele tibia uitvoeren.
- Kies de rigide tibia worden vervangen door de flexibele tibia. Selecteer het bestand van de MNF vertegenwoordigen de flexibele tibia. Selecteer de spier bijlage toewijzingsbestand voor de beenspieren aan de flexibele tibia ontkoppeld. Importeer het flexibele scheenbeen naar het spier-en model.
-
Uitvoeren van forward dynamische simulatie met het flexibele scheenbeen in plaats
- Open het deelvenster simulatie. De effecten van zwaartekracht en grond reactiekrachten inschakelen. Hiermee schakelt u de effecten van beweging agenten.
- Willen voor stormloop van de simulatie voor de lengte van de hele beweging proces. Instellen tijd van de simulatie van 100 stappen/s. Run een voorwaartse dynamische simulatie gedreven door getrainde spieren. Sla de voorwaartse dynamische analyse.
6. het creëren van een flexibel Tibia-Model
-
Maken van een 3D-oppervlak net model
- Open een beeld processing programma. Import CT segmenten in de DICOM-indeling. Een masker met de regio groeiende methode te scheiden van botweefsel van de omliggende weke maken.
- Zoeken naar CT segmenten waar het scheenbeen en het kuitbeen zijn aangesloten. Scheid het scheenbeen en het kuitbeen door het wissen van het masker langs de combinatie van de twee botten.
- Een tweede masker met behulp van de methode groeiende regio alleen het opnemen van de tibia bot maken. Doorloop de CT-segmenten te Holten bestaande in het scheenbeen masker ontdekken. Vul de holtes in het masker. Maak een 3D tibia-object gebaseerd op het masker van de tibia. De 3D tibia object exporteren als een bestand in tekening interchange-indeling (DXF).
-
Creëren van een model van de tibia eindige elementen
- Open een FE analyse softwareprogramma. Importeer het 3D tibia modelbestand met de extensie DXF.
- De Sweep opdracht om gedupliceerde elementen en knooppunten te verwijderen uitvoeren. Uitvoeren van de opdracht Volume Mesh een FE tibia om model te maken met hexagonale elementen van 3 mm x 3 mm x 3 mm. toewijzen de volgende eigenschappen van het materiaal voor alle elementen: Youngs modulus van 17 GPa, Poisson verhouding tussen 0,3 en dichtheid van 1.9E-6 Kg/cm3.
Opmerking: Materiaaleigenschappen worden toegewezen aan elk element met de veronderstelling dat botweefsel isotrope binnen het bereik van spanning ervaren door bot tijdens dynamische bewegingen24,25,26.
-
Maken een flexibele tibia-model
- Binnen het Hoofdcontrolepaneel, klikt u op de "Geometry & Mesh" tab. Selecteer "meetkunde & Mesh". In de "Geometry & Mesh" pop-up venster, in de sectie "Mesh" Klik "knooppunten" om twee nieuwe knooppunten te vertegenwoordigen van de centra van de knie en enkel gewrichten te maken.
- Klik op de "Links" tab. Selecteer RBE2 in het Hoofdcontrolepaneel. In de RBE2 de pop-up venster, link-aansluitingen van type 2 vastlichaam element (RBE2) tussen de gezamenlijke knooppunten en oppervlakte knooppunten op de knie en enkel oppervlakken te maken.
- Klik op het tabblad "Randvoorwaarden" in het Hoofdcontrolepaneel. Klik op de knop "Nieuw" in de sectie "Randvoorwaarden". Selecteer "DOF_Set Nodes". In het pop-up venster van "Eigenschappen grens voorwaarde", maakt u een grens voorwaarde door zes graden van vrijheid toe te wijzen aan elk van de twee RBE2 gezamenlijke knooppunten.
- Klik op het tabblad "Loadcases" in het Hoofdcontrolepaneel. In de "Loadcases"-sectie, klikt u op "Nieuw", selecteer "Adams Craig-Bampton"19. In de "Loadcase eigenschappen" pop-up venster, klikt u op 'DOF-Set Nodes'. Selecteer de dofset_nodes die in de bovenstaande stap hebt gemaakt.
- Klik op het tabblad "Taken" in het Hoofdcontrolepaneel. Klik in de sectie "Jobs", "Nieuw". Selecteer "Structurele". Selecteer in het pop-upvenster van "De eigenschappen van de taak", de loadcase in de vorige stap hebt gemaakt. Klik op de knop "Baan resultaten". Selecteer in het pop-upvenster van de "Resultaten", "Stress" en "Stam". Ook selecteren "Kilogram" massa "Newton" voor kracht, "Millimeter" voor lengte, en "Tweede" tijd. Klik op de "Uitvoeren" knop.
- In het "Run Job" pop-up venster, klikt u op de "Submit"-knop in te dienen van de baan voor een FE-simulatie en het modale neutraal bestand (MNF) van de tibia16maken.
7. stam Data-Analyses
-
Bot stam gegevens exporteren
- Open de processor van de post van de multibody simulatie programma. Laden van de invoegtoepassing van duurzaamheid.
- Open de simulatie met het flexibele scheenbeen door te klikken op de naam van de simulatie. Exporteer de maximale en minimale belangrijkste spanningen en de maximale schuintrekken stam van de knooppunten die vertegenwoordigt het antero-mediale aspect van de medio-tibiale diaphysis.
-
Verwerking van gegevens van de ruwe stam
- Open een computer programmering software voor gegevensverwerking. Ruwe stam gegevens importeren. Een vierde orde Butterworth laagdoorlaatfilter van toepassing op de onbewerkte gegevens met een cutoff frequentie van 15 Hz.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Representative Results
Een gezonde Kaukasisch mannetje (19 jaar, hoogte 1.800 mm, massale 80 kg) als Vrijwilliger voor de studie. Voorafgaand aan het verzamelen van gegevens, het onderwerp herzien en ondertekend het toestemmingsformulier alvorens deel te nemen in de studie door de Universiteit institutionele Review Board werd goedgekeurd. Het experiment werd uitgevoerd onder de verklaring van Helsinki. Het experiment werd uitgevoerd op basis van het volgende protocol.
Om de juistheid van de voorwaartse dynamische simulatie, werden lager lichaam gezamenlijke hoeken van de simulatie vergeleken met de bijbehorende gezamenlijke hoeken gemeten vanaf de motion capture gegevens verwerkt door een biomechanica analyseprogramma. Een statistische analysesoftware werd gebruikt voor de berekening van de cross-correlatie coëfficiënten van de vergelijkingen. De berekening van de cross-correlatie toegestaan 10 lag's in zowel de negatieve als de positieve richtingen. Elke lag overeenkwam met een tijd stap in de voorwaartse dynamische simulatie (0,01 s). De maximale cross-correlatie coëfficiënten werden geïdentificeerd.
Visueel onderzoek van Figuur 2, Figuur 3en Figuur 4 toont de gelijkenissen tussen de gezamenlijke hoeken geproduceerd met de experimentele gegevens en de gegevens van de simulatie. Sterke cross-correlatie coëfficiënten werden gevonden tussen de experimentele en simulatie gezamenlijke hoeken op nul lag (tabel 1).
De stammen van de piek in de regio antero-mediaal van de medio-tibiale schacht tijdens de landing uit drie verschillende hoogtes zijn opgenomen in tabel 2. Onder de drie landing heights aangetoond de 52 cm landing voorwaarde de grootste piek maximale hoofdsom, piek minimale hoofdsom en piek maximale schuintrekken stammen. Daarnaast werd naar voren gebracht dat, als de valhoogte verhoogd, de piek maximale belangrijkste stammen verhoogd.
Figuur 1: spier-en onderwerp-specifiek-model gemaakt in de huidige studie. Deze lagere lichaam musculoskeletal model omvat zes stijve segmenten (bekken, links en rechts dijbeen, linker scheenbeen en voeten van links en rechts) en een flexibele onderbeen (juiste tibia). 90 beenspieren zijn gekoppeld aan het model. Voor visualisatie doel, wordt elke spier vertegenwoordigd door een koraal kleur lijn. Gemeenschappelijke centra worden vertegenwoordigd door licht blauwe ballen voor juiste lagere lichaam en paarse ballen voor linker onderlichaam. Klik hier voor een grotere versie van dit cijfer.
Figuur 2: gezamenlijke hoek vergelijkingen (in graden) tussen experimentele beweging vastleggen gegevens en simulatie voor drop-landing van 26 cm hoogte. Ononderbroken lijnen vertegenwoordigen gemeenschappelijke hoeken met experimentele beweging opnamegegevens berekend. Gestippelde lijnen vertegenwoordigen gemeenschappelijke hoeken geproduceerd door multibody dynamische simulatie gegevens. Verticale lijnen geven de momenten van invloed. Klik hier voor een grotere versie van dit cijfer.
Figuur 3: gezamenlijke hoek vergelijkingen (in graden) tussen experimentele beweging vastleggen gegevens en simulatie voor drop-landing van 39 cm hoogte. Ononderbroken lijnen vertegenwoordigen gemeenschappelijke hoeken met experimentele beweging opnamegegevens berekend. Gestippelde lijnen vertegenwoordigen gemeenschappelijke hoeken geproduceerd door multibody dynamische simulatie gegevens. Verticale lijnen geven de momenten van invloed. Klik hier voor een grotere versie van dit cijfer.
Figuur 4: gezamenlijke hoek vergelijkingen (in graden) tussen experimentele beweging vastleggen gegevens en simulatie voor drop-landing van 52 cm hoogte. Ononderbroken lijnen vertegenwoordigen gemeenschappelijke hoeken met experimentele beweging opnamegegevens berekend. Gestippelde lijnen vertegenwoordigen gemeenschappelijke hoeken geproduceerd door multibody dynamische simulatie gegevens. Verticale lijnen geven de momenten van invloed. Klik hier voor een grotere versie van dit cijfer.
| Droplanding Heights | ||||||
| 26 cm | 39 cm | 52 cm | ||||
| Lager-lichaam gewrichten | Cross-correlatie coëfficiënt | Vertraging | Cross-correlatie coëfficiënt | Vertraging | Cross-correlatie coëfficiënt | Vertraging |
| Enkel | 0.998 | 0 | 0.998 | 0 | 0.999 | 0 |
| Knie | 1 | 0 | 1 | 0 | 1 | 0 |
| Hip | 0.999 | 0 | 1 | 0 | 1 | 0 |
Tabel 1: Cross-correlatie coëfficiënten en vertragingen van vergelijkingen tussen gezamenlijke hoeken geproduceerd op basis van beweging opnamegegevens en gezamenlijke hoeken, vervaardigd uit gegevens van de simulatie. Een proef op elke hoogte werd gebruikt voor de vergelijkingen. Nul vertraging geeft geen verschil in tijd wanneer de gezamenlijke hoeken tussen de twee benaderingen werden geproduceerd.
| Droplanding Heights | |||
| Bot-stam (µstrain) | 26 cm | 39 cm | 52 cm |
| Maximale hoofdsom | 1160 | 1270 | 1410 |
| Minimum Principal | -659 | -598 | -867 |
| Maximale schuintrekken | 893 | 870 | 1140 |
Tabel 2: Tibia Bot stammen op de antero-mediale aspect van de medio-tibiale schacht tijdens de daling-landing uit drie verschillende hoogten. Maximale hoofdsom, minimale hoofdsom en maximale schuintrekken stammen worden gepresenteerd.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Discussion
Het doel van deze studie was een niet-invasieve methode om te bepalen van de tibia vervorming tijdens hoge impact activiteiten te ontwikkelen. Kwantificeren van de tibia spanning als gevolg van de impact laden zal leiden tot een beter begrip van stress fractuur van de tibia. In deze studie, een onderwerp-specifieke musculoskeletal model werd ontwikkeld en computersimulaties om te dupliceren van de bewegingen van de drop-landing uitgevoerd in een laboratorium-omgeving worden uitgevoerd. Het effect van drop-landing hoogte op tibiale stam werd onderzocht. In deze studie, we merkten op dat als de druppel-landing hoogte steeg, deed de voornaamste stammen van maximale piek. Ook, onder de voorwaarden van de drie aanvoer, de voorwaarde van 52 cm resulteerde in de hoogste piek maximale hoofdsom, minimale hoofdsom en maximale schuintrekken stammen.
Zijn beperkt in vivo gegevens beschikbaar zijn in de literatuur met betrekking tot het effect van drop-landing op tibia stam. Milgrom et al., meldde de maximale belangrijkste stam variërend van 896-1,007 µstrain tijdens de aanvoer van drie verschillende hoogten (26, 39, 52 cm)14. Ekenman et al. rapporteerde een gemiddelde stam van 2,128 µstrain tijdens de landing van een 45 cm hoogte13. De maximale belangrijkste stam uit de computersimulaties werden tussen 1,160-1,410 µstrain tijdens de landing uit drie verschillende hoogten (26, 39, 52 cm), die hoger waren dan die gemeld door Milgrom et al. maar lager waren dan die gemeld door Ekenman et al. 13 , 14
De volgende redenen kunnen bijdragen aan het verschil in spanning tussen de huidige en de vorige studies. Eerste, demografische verschillen bestaan tussen de onderwerpen in deze en eerdere studies. We gebruikten een fysiek actief mannelijke onderwerp. Ekenman de studie betrokken een vrouwelijke onderwerp13. Milgrom de studie opgenomen, zowel de mannetjes als de vrouwtjes en de gemiddelde stammen14gemeld. Ten tweede, schoeisel kan een rol spelen verschillen in bot-stam. Lanyon et al. onderzocht het effect van schoeisel op tibiale stammen, zij vond dat wandelen en lopen blootsvoets resulteerde in grotere stammen ten opzichte van het dragen van schoenen12. De huidige studie een barefoot landing-protocol gebruikt, de waarden van de spanning berekend waren groter dan die van Milgrom et al. studie, die een landing-protocol met standaard sportschoenen14gebruikt. Ten derde, wijzigingen in de landing van de strategie kunnen ook invloed hebben de tibiale stam. In de huidige studie was het mogelijk dat het onderwerp een strategie zoals toenemende kofferbak flexie te helpen verminderen het effect wanneer de hoogte van de drop-landing verhoogd zou kunnen kiezen. Deze strategie kan helpen beschermen van het scheenbeen tegen grote spanningen. Milgrom et al. stelde ook een mogelijke beschermende strategie gebruikt door zijn onderwerpen14. Ten vierde, kan er een klein verschil in locaties waar tibiale stam werd gecontroleerd. Onze studie onderzocht de bot-stam op de antero-mediale aspect van de medio-tibiale schacht. In Milgrom et al., werden stammen opgenomen van de mediale regio van de medio-tibiale schacht14. Het sagittale vlak buigmoment op het onderbeen tijdens de landing kan resulteren in hoge maximale belangrijkste stam in plaatsen in de buurt van de voorste regio's van de tibiale schacht. Onze stam resultaten lijken hier echter niet om te worden vergelijkbaar met de resultaten van eerdere studies en vallen in het stam bereik (400-2.200 µstrain) gemeld door die in vivo studies10,13,14.
De tibiale stam-waarden, verkregen uit deze niet-invasieve benadering worden beïnvloed door de nauwkeurigheid van de spier-en model. Cross-correlaties werden uitgevoerd om te onderzoeken van de experimentele gezamenlijke hoek en computer simulatie gegevens tijdens drop-aanvoer. Sterke correlatie coëfficiënten werden gevonden tussen de experimenteel gemeten gegevens en simulatie van computergegevens. Dit geeft aan dat het onderwerp-specifieke model ontwikkeld in deze studie de bewegingen van de drop-landing redelijkerwijs kan repliceren. Bovendien, werden de tibiale stammen die gerapporteerd in deze studie ruim onder 3.000 µstrain, hetgeen bevestigt de veronderstelling afgeleid van andere studies die de tibia bot vervorming lineair tijdens drop-aanvoer14,15 is. Dus, met de berekende stam-gegevens worden in de lineaire bereik en uitstekende replicaties van de landing bewegingspatronen, concludeerden we dat de stam gegevens uit deze niet-invasieve benadering redelijk nauwkeurige waren. De huidige studie aangeworven bovendien slechts één onderwerp te onderzoeken bot stam tijdens drop-aanvoer. Toekomstige studies kunnen onderzoeken of er een dosis-respons-relatie tussen drop-landing hoogten en tibia bot stammen met behulp van de grootte van een grote steekproef.
De betekenis van deze studie is het introduceren van een innovatieve niet-invasieve methode voor het meten van de vervorming van het bot. Deze niet-invasieve benadering behandelt de beperkingen die de conventionele in vivo spanningsmeter meting, die niet kan worden toegepast op een grote steekproef van menselijke proefpersonen is gekoppeld. Bovendien, adressen de huidige voorgestelde methode beperkingen die zijn gekoppeld aan een eerder gemelde niet-invasieve methode16,17, dat werd beïnvloed door het gebruik van beperkte kinematische gegevens om te rijden de simulaties en was alleen geschikt voor het bestuderen van lage impact de grondbewegingen zoals wandelen. Zoals tibia stress fracturen hoog in de atletische en militaire populaties blijven, is het essentieel voor de studie van het effect van hoge impact fysieke activiteiten (b.v., lopen, springen en snijden) over tibiale bot reacties. De huidige innovatieve niet-invasieve benadering lijkt te zijn een haalbare oplossing voor het uitvoeren van deze studies. Dit zal licht werpen op voldoende fysieke training protocollen voor atleten en militaire rekruten te verminderen van tibia spanningsverwondingen te ontwikkelen. Bovendien, deze innovatieve niet-invasieve methode biedt een kans om te evalueren van bot stammen in andere botten ontoegankelijk met geïmplementeerde meters zoals het bovenbeen en hoefkatrol.
Belangrijke kwesties in verband met deze niet-invasieve bot stam meting moeten hier worden aangepakt. Ten eerste, een algemene lagere-lichaam musculoskeletal model is gemaakt op basis van de iemands leeftijd, geslacht, lichaamsgewicht en lichaamslengte met behulp van het GeBOD database27. Experimenteel gemeten ruimtelijke locaties van lagere-lichaam gezamenlijke centra worden gebruikt voor het verfijnen van de spier-en model. In vergelijking met de generieke model, presenteert dit onderwerp-specifieke modellering gebruikt, waarbij een beter musculoskeletal model van de fysieke structuur van het individu. Toekomstige studies zouden nadenken over de ontwikkeling van een volledig lichaam musculoskeletal model voor bovenlichaam beweging tijdens multibody dynamische simulaties.
Ten tweede, er zijn 45 spieren toegewezen aan elk been in het model. Oorsprong en inlassingen uit de spieren zijn anatomisch vastberaden27. Een eenvoudige kringloopsysteem algoritme wordt gebruikt voor het beheer van de individuele spier kracht productie. In het bijzonder wordt de verandering van de spier lengte geschiedenis tijdens dynamische bewegingen zoals de landing geregistreerd via de inverse kinematic simulatie. Wanneer de voorwaartse dynamische simulatie wordt uitgevoerd, was een PID-regelaar toegewezen aan elke spier en gebruikt voor het regelen van de nodige spier kracht voor het dupliceren van de spier lengte geschiedenis eerder opgenomen. Dit eenvoudige kringloopsysteem algoritme levert uitstekende resultaten bij het repliceren van manueeltherapeutisch. Echter, deze aanpak houdt geen rekening met neurale coördinatie tussen spieren met gelijkaardige functies en zou niet goed zijn voor mede contracties van antagonisten. Toekomstige werken kan overwegen om een heuvel gebaseerde spier-model, dat uit een actieve contractiele element (CE) en een passief elastisch element (PE bestaat). De heuvel gebaseerde model integreert de de spier kracht-snelheid en kracht-lengte relaties te produceren van spanning. De berekende spier kracht kan vervolgens worden vergeleken met EMG gegevens voor validatie.
Ten derde, een onderwerp-specifieke tibia-model is gemaakt van CT-beelden te vertegenwoordigen de werkelijke geometrie van de tibia bot onderzochte. Terwijl CT beeldvorming de primaire methode is voor het verkrijgen van de werkelijke geometrie van de tibia bot, kunnen andere beeldvormingstechnieken zoals magnetische resonantie beeldvorming (MRI) ook worden gebruikt voor de productie van het onderwerp-specifieke tibia model. Het huidige modellering protocol veronderstelt ook, de materiële goederen van het scheenbeen als isotrope. De waarde van een generieke dichtheid van 1.9E-6 kg/cm3 en een enkele Youngs modulus van 17 GPa zijn toegewezen aan alle tibiale FE-elementen. Toekomstige studies kunnen overwegen het verkrijgen van dichtheid waarden uit alle regio's in het scheenbeen. Dit kan gebeuren door de invoering van een gekalibreerde phantom tijdens de CT-scan. Botdichtheid kan vervolgens worden berekend op basis van CT's Hounsfield eenheden. Youngs modulus van het botweefsel kan worden verder berekend op basis van dichtheid gegevens. Onderwerp-specifieke materiaaleigenschappen toe te wijzen aan de tibiale FE-model zal resultaten realistischer bot spanning door middel van simulaties.
Ten vierde, een modale FE analyse wordt gebruikt om te berekenen bot stammen. Tijdens deze modale analyse, worden frequentie reacties berekend zodat deze overeenkomt met de mechanische belastingen (lineaire en hoekige krachten) opgelegd aan de knie en enkel gewrichten. Een flexibele tibia vertegenwoordigd door een MNF-bestand is gegenereerd op basis van de modale FE analyse. Deze flexibele tibia is ingevoerd om het onderwerp-specifieke musculoskeletal model ter vervanging van de overeenkomstige rigide tibia. Tijdens de daaropvolgende voorwaartse dynamische simulatie, wordt vervorming van het flexibele scheenbeen bij elke stap van de tijd gekwantificeerd. In vergelijking met de traditionele FE analyse, die de mechanische reacties van een FE-object dat bestaat uit duizenden vrijheidsgraden (duizenden onderdelen en knooppunten) bij elke stap van de tijd van de beweging berekent, behandelt deze aanpak van de modale analyse veel minder aantal vrijheidsgraden binnen het frequentiedomein (bijvoorbeeld12 belastingstoestand van de gewrichten van knie en enkel). Met de aanpak van de modale analyse, rekentijd aanzienlijk verminderd van meerdere uren/dagen tot minder dan 1 h voor een typische simulatie. Naast het voordeel van de consumptie van minder computertijd, is modale analyse aanpak ideaal voor kleine vervorming (< 10%) ervaren door stijve structuren zoals botweefsel computing.
Tenslotte moeten de voordelen van de huidige niet-invasieve benadering ten opzichte van een eerder gemelde methode16,17 hier worden aangepakt. A) ons bewegingsapparaat model is verfijnd om nauwkeuriger lager-lichaam gezamenlijke centra, die worden geproduceerd door de functionele gezamenlijke beoordeling22bezitten. Echter definieert de vorige methode gemeenschappelijke centra voor het model op basis van de Plug-in Gait procedure21 met de hulp van het gebruik van een beperkt aantal visuele markeringen. B) dit model bevat 45 spieren aan elke been vergeleken met slechts 12 spieren gebruikt in het vorige model. Toename van de beenspieren in het bewegingsapparaat model zou verbetering van de kwaliteit van de simulatie. C) tijdens de inverse kinematic simulatie, wordt het musculoskeletal model aangedreven door een set van 34 visuele markeringen op het onderlichaam, waardoor betere duplicatie van de werkelijke beweging geplaatst. In tegenstelling, de vorige aanpak gebruikt slechts 16 markeringen om te rijden de dezelfde simulatie, en dit numerieke fouten kan kennismaken met de simulatie. D) tijdens de voorwaartse dynamische simulatie gemalen de echte gevolgen krachten worden toegepast op deze spier-en model voor de simulatie van de beweging. De vorige methode kan echter niet op te nemen grond botskrachten in de simulatie. Zonder gebruik te maken van echte gemalen botskrachten tijdens vooruit dynamische simulaties, de vorige methode is beperkt tot het bestuderen van lage impact activiteiten. De bovenstaande stappen die we nemen ter verbetering van de betrouwbaarheid van het onderwerp-specifieke musculoskeletal model lijkt succesvol voor de behandeling van tibiale vervorming tijdens menselijke bewegingen. De toevoeging van integratie waar grond botskrachten in simulaties blijkt noodzakelijk om te studeren bot stam tijdens hoge grond impact activiteiten.
Kortom, is in vivo tibia bot vervorming normaal gemeten volgens de methode van de conventionele vlek-gauge. Deze aanpak is gekoppeld aan beperkingen zoals een invasieve karakter, minder vrijwilligers, kleine bot oppervlak gebieden wordt geanalyseerd, etc. een nieuwe benadering werkzaam multibody dynamische simulaties met modale FE analyse werd voorgesteld in deze studie naar tibia vervorming tijdens drop-landingen te kwantificeren. Het is duidelijk dat deze aanpak de beperkingen overgenomen van de conventionele spanningsmeter meting kan aanpakken. Bovendien, als deze aanpak profiteert van het gebruik van echte experimentele kinematische en kinetische gegevens, alsmede een onderwerp-specifieke musculoskeletal model en flexibele onderbeen dynamische simulatie en modale FE analyse uit te voeren, betekent het een enorme verbetering in de onderzoeksprotocol over een eerder gemelde methode. Deze niet-invasieve benadering gebruik makend van onderwerp-specifieke gegevens voor multibody dynamische simulaties gecombineerd met modale FE analyse kan verworden tot een veelbelovend instrument om te studeren tibiale vervorming tijdens dynamische beweging. Toekomstig onderzoek kon gebruiken deze methode om te studeren bot stammen tijdens hoge impact activiteiten voor een grote cohort studie letsel mechanismen van stress botbreuken.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Disclosures
De auteurs verklaren dat zij geen concurrerende financiële belangen hebben.
Acknowledgments
Afdeling van het leger #W81XWH-08-1-0587, #W81XWH-15-1-0006; Ball State University 2010 ASPiRE subsidie.
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).
