Waiting
Login processing...

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

Bioengineering

Disciplinaires musculo-squelettique modèle pour étudier les déformation osseuse pendant le mouvement dynamique

doi: 10.3791/56759 Published: April 11, 2018

Summary

Lors de l’atterrissage, OS de la partie inférieure du corps expérience grosses charges mécaniques et sont déforment. Il est essentiel de mesurer la déformation osseuse afin de mieux comprendre les mécanismes des traumatismes liés au stress osseux associés aux impacts. Une nouvelle approche de l’intégration disciplinaire modélisation musculo-squelettique et analyse par éléments finis sert à mesurer la déformation tibiale au cours de mouvements dynamiques.

Abstract

Traumatismes liés au stress osseux sont communs dans les sports et les formations militaires. Forces d’impact répétitives vaste terrain au cours de la formation pourraient être la cause. Il est essentiel de déterminer l’effet de l’impact avec le sol haute forces sur la déformation de l’os du bas du corps afin de mieux comprendre les mécanismes des traumatismes liés au stress osseux. Mesure de la jauge de contrainte conventionnelle a été utilisé pour étudier in vivo la déformation tibia. Cette méthode est associée aux limites y compris le caractère invasif de la procédure, l’implication de quelques sujets humains et les données de déformation limitée de surfaces petit os. La présente étude vise à introduire une nouvelle approche pour étudier la déformation osseuse tibia sous conditions de charge élevée aux chocs. Un modèle musculo-squelettique spécifiques a été créé pour représenter un homme en bonne santé (19 ans, 80 kg, 1 800 mm). Un modèle de tibia flexible par éléments finis a été créé sur un balayage de la tomodensitométrie (TDM) du tibia droit du sujet. Capture de mouvement de laboratoire a permis d’obtenir des cinématique et au sol des forces de réaction de goutte-débarquements de hauteurs différentes (26, 39, 52 cm). Simulation dynamique multicorps combinée à une analyse modale du tibia flexible effectuées pour quantifier la déformation du tibia au cours de la goutte-débarquements. Données de déformation calculée tibia sont en bon accord avec des études antérieures en vivo . Il est évident que cette approche non invasive peut être appliquée afin d’étudier la déformation osseuse tibia lors des activités à impact élevé pour une grande cohorte, ce qui conduira à une meilleure compréhension du mécanisme de la blessure de fractures de fatigue tibia.

Introduction

or Start trial to access full content. Learn more about your institution’s access to JoVE content here

Osseuse traumatismes liés au stress, tels que les fractures de stress, sont des blessures de surutilisation sévère nécessitant de longues périodes de récupération et d’encourir des coûts médicaux importants1,2. Fractures de stress sont communs aussi bien dans les populations sportives et militaires. Parmi tous les sports liés à des blessures, fractures de stress représentent 10 % du total3. En particulier, les athlètes de piste face à un taux plus élevé de blessures à 20 %4. Soldats d’expérience également un taux élevé de fractures de stress. Par exemple, un taux de 6 % des blessures a été signalé pour l' US Army1 et un taux de 31 % des blessures dans l' armée israélienne5. Parmi toutes les fractures de fatigue signalées, tibia fracture de stress est le plus commun du7,6,8.

Sport et formations physiques avec un risque accru de fracture de fatigue tibia sont normalement associées aux impacts au sol élevée (p. ex., saut, l’atterrissage et coupe). Au cours de la locomotion, une force de l’impact au sol est appliquée sur le corps quand le pied entre en contact avec le sol. Cette force d’impact est dissipée par le système musculo-squelettique et des chaussures. Le système squelettique est une série de leviers permettant aux muscles d’appliquer des forces pour absorber l' impact de sol9. Lorsque les muscles de la jambe ne peut pas réduire suffisamment l’impact avec le sol, les os du bas du corps doivent absorber la force résiduelle. La structure osseuse subiront déformation au cours de ce processus. L’absorption répétitive de la force de l’impact résiduel peut entraîner microdamages dans l’OS, qui s’accumulent et deviennent des fractures de stress. À ce jour, l’information relative aux os, réaction aux forces d’impact au sol externe est limitée. Il est important d’étudier comment l’os du tibia répond à la charge mécanique introduite par les forces d’impact élevées lors des requêtes dynamiques. Examinant la déformation osseuse tibia lors des activités à impact élevé pourrait conduire à une meilleure compréhension du mécanisme de la fracture de fatigue tibia.

Les techniques classiques utilisées pour mesurer la déformation osseuse in vivo dépendent instrumenté jauges10,11,12,13,14,15. Procédures chirurgicales sont nécessaires pour implanter des jauges de contrainte sur la surface osseuse. En raison de la nature invasive, études in vivo sont limitées par un petit échantillon de volontaires. En outre, la jauge de contrainte ne peut surveiller une petite région de la surface osseuse. Récemment, une méthode non invasive utilisant une simulation sur ordinateur pour analyser la déformation osseuse a été introduite16,17. Cette méthodologie permet la possibilité de combiner la modélisation musculo-squelettique et simulations informatiques afin d’étudier la déformation osseuse au cours du mouvement humain.

Un modèle de l’appareil locomoteur est représenté par un squelette et des muscles squelettiques. Le squelette est constitué de segments osseux, qui sont des corps rigides ou indéformable. Les muscles squelettiques sont modélisés comme des contrôleurs à l’aide de l’algorithme de progressive-intégral-dérivé (PID). La régulation PID de trois trimestres utilise des erreurs dans l’estimation pour améliorer la précision de sortie18. Essentiellement, les régulateurs PID représentant les muscles essaient de reproduire les mouvements du corps en développant les forces nécessaires pour produire des changements de longueur des muscles au fil du temps. Le contrôleur PID utilise l’erreur dans la courbe de longueur/temps pour modifier la force pour reproduire le mouvement. Ce processus de simulation crée une solution réalisable pour coordonner tous les muscles à travailler ensemble pour déplacer le squelette et produire le mouvement du corps.

Un ou plusieurs segments dans le squelette du modèle de l’appareil locomoteur peuvent être modélisés comme des organes flexibles pour permettre la mesure de la déformation. Par exemple, l’os du tibia peut être décomposé en un nombre fini d’éléments, qui se compose de milliers de nœuds elements et. L’effet d’une charge mécanique du tibia flexible peut être examiné par le biais de l’analyse par éléments finis (FE). L’analyse de FE calcule la réponse de chargement d’éléments individuels au fil du temps. Comme le nombre de nœuds elements et augmentation des os, le temps de calcul de l’analyse de FE augmentera de manière significative.

Afin de réduire les coûts informatiques avec une évaluation précise de la déformation des organes flexibles, analyse modale de FE a été développé et utilisé dans l’industrie automobile et l’aéronautique19,20. Au lieu d’analyser les réponses des éléments individuels de FE à charge mécanique dans le domaine temporel, cette procédure évalue les réponses mécaniques d’un objet basés sur différentes fréquences de vibration dans le domaine fréquentiel. Cette méthode entraîne une réduction significative des temps de calcul tout en fournissant une mesure précise de déformation20. Bien que l’analyse modale de FE a été largement utilisé pour étudier la fatigue mécanique dans les secteurs automobiles et aérospatiales, l’application de cette méthode a été très limitée dans la science du mouvement humain. Al Nazer et coll., utilisé une analyse modale de FE pour examiner la déformation tibiale durant la marche humaine et rapporté encourageant résultats16,17. Cependant, leur méthode a été grandement affectée en utilisant uniquement des données cinématiques limitées provenant d’une expérience de conduire des simulations par ordinateur ; Il n’y a pas de réel impact forces utilisés pour aider les simulations au sol. Cette approche peut être raisonnable pour l’étude des mouvements lent faible impact comme la marche, mais il n’est pas une solution réaliste pour étudier les mouvements d’impact au sol élevée. Ainsi, afin d’examiner les réactions de la partie inférieure du corps osseux lors d’activités dynamiques à fort impact, il est essentiel de développer une approche innovante pour pallier les lacunes associées à la méthode indiquée précédemment. Plus précisément, une méthode utilisant des données cinématiques expérimentales précises et réel au sol des forces d’impact doivent être développées. Par conséquent, l’objectif de cette étude était de développer un modèle musculo-squelettique spécifiques pour effectuer des simulations de dynamiques multicorps avec analyse modale de FE pour examiner la déformation tibiale lors des activités à impact élevé. Un mouvement dynamique impact élevé représenté par goutte-débarquements de hauteurs différentes a été sélectionné pour tester la méthode.

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Protocol

or Start trial to access full content. Learn more about your institution’s access to JoVE content here

L’expérience a été menée en vertu de la déclaration d’Helsinki. Avant la collecte de données, l’objet examiné et signé le formulaire de consentement approuvé par l’Université Institutional Review Board avant de participer à l’étude.

1. protocole d’imagerie CT

  1. Prendre le participant à une installation où un tomodensitomètre est logé. Avant le CT scan, configurer la machine CT avec les paramètres suivants : épaisseur de tranche de CT de 0,625 mm, CT de champ de 15 cm x 15 cm et auto réglage des paramètres de kilo-tension de crête (kVp) et milliampères-secondes (mAs) utilisant l’algorithme de la machine.
  2. Demander au participant de s’allonger sur une table qui coulisse dans un anneau dans le tomodensitomètre. Demander au participant de rester très calme pendant le balayage de CT. Numériser chaque jambe séparément du calcanéum par l’intermédiaire de l’extrémité distale du fémur.
  3. Une fois le CT scan, exporter les images de CT dans une imagerie numérique et des communications au format de la médecine (DICOM). Choisissez une taille d’image de 512 x 512 pixels (échelle de gris).
    Remarque : Le protocole d’imagerie CT dure normalement moins de 1 h. La dose de rayonnement est minime. Il ne présente aucun risque plus grand que le celle rencontrée au cours de procédures médicales normales aux rayons x.

2. Protocole de mesure anthropométriques

  1. Lors de la visite du laboratoire, avant la capture de mouvement, mesurer la masse corporelle du participant (kg), taille (mm), la distance entre les épines iliaques antérieures-superior (tour) (mm) longueur (mm), largeur (mm) du joint du genou et largeur du joint cheville (mm).
  2. Inter de mesure de distance ASIS : utiliser un pied à coulisse pour mesurer la distance linéaire entre l’ASIS gauche et droite ASIS.
  3. Mesure de la longueur des jambes : utilisez une bande de mesure pour mesurer la distance linéaire l’ASIS et la malléole interne pour les deux jambes.
  4. Mesure de la largeur du joint de genou : utiliser un pied à coulisse pour mesurer la distance linéaire entre l’épicondyle latéral et médial du fémur pour les deux genoux.
  5. Mesure de largeur du joint de cheville : utiliser un pied à coulisse pour mesurer la distance linéaire entre les malléoles médiales et latérales pour les deux jambes.
    Remarque : L’inter ASIS distance, largeur de jambe longueur, les genoux et les chevilles sont utilisés pour générer un modèle objet dans un logiciel de biomécanique (voir Table des matières) pour effectuer des calculs de cinématiques et cinétiques.

3. motion Capture Protocole

Remarque : Consultez la Table des matières pour tous les logiciels et outils utilisés.

  1. Placement des marqueurs réfléchissants
    1. Placer des marqueurs réfléchissants de 14 mm sur le corps du participant sur les repères osseux anatomiques suivants : processus d’acromion, articulations sternoclavicular, base du sternum, processus postérieur du 10ème vertèbres thoraciques, tour, postéro-supérieur iliaque épines (PSISs), 1,5 cm au-dessus des lignes communes latérale du genou, 1,5 cm au-dessus des lignes conjointes de genou médial, latéral malléoles, malléoles médiales, talons postérieures, bases des deuxième métatarsiens et bases des cinquième métatarsiens.
    2. Placer les plaques en plastique semi-rigide avec clusters 4-marqueur sur les cuisses et les jarrets, respectivement.
      Remarque : Pour un meilleur résultat de capture de mouvement, le participant est recommandé d’être pieds nus et de porter des vêtements moulants. En outre, la procédure de placement du marqueur suit un protocole modifié de « Plug-in-démarche »21. Un total de 39 marqueurs réfléchissants sont utilisés pour la capture de mouvement et 34 d'entre eux sont attachés à la partie inférieure du corps.
  2. Instruire le participant à se réchauffer en marchant sur un tapis de course motorisé à vitesse auto-sélectionnés pendant 5 min.
  3. Étalonnage de l’espace de la salle pour la procédure de capture de mouvement
    1. Allumez le système de capture de mouvement (12 caméras à infra-rouge à grande vitesse) et deux force de plaques. Ouvrez un logiciel de capture de mouvement. Dans la fenêtre principale du programme, ouvrez le volet « Ressources ». Cliquez sur l’onglet « Système » configurer la fréquence de l’appareil photo à 200 Hz et forcer la fréquence de la plaque à 2 000 Hz.
    2. Dans la fenêtre principale du programme, ouvrez le volet « Outils ». Cliquez sur le bouton « Préparation du système ». Cliquez sur « Calibrer les caméras ». Cliquez sur « Démarrer ». Demander un recherche personnel une baguette étalon 5-marqueur pour effectuer un étalonnage dynamique au sein de l’espace de la salle où les mouvements de baisse-débarquement doivent être effectués. Cliquez sur « Stop » après 5 s de baguette données ont été acquises.
    3. Placer la baguette d’étalonnage plat sur le sol pour s’aligner sur un coin d’une plaque de force dans le but de spécifiant un emplacement de référence (origine) pour l’espace calibré. Cliquez sur « Définir l’origine Volume » dans le volet d’outils « System Preparation ».
  4. Préparation participante au programme logiciel de motion capture
    1. Dans la fenêtre principale du programme, ouvrez le volet « Ressources ». Cliquez sur l’onglet « Objet » cliquez sur le bouton « Créer un nouveau sujet grâce à un squelette d’étiquetage ». Sélectionnez un modèle de l’étiquetage sur une liste de fichiers de modèle fourni.
    2. Dans la fenêtre « Propriétés », entrez le nom et les valeurs de masse corporelle (kg), taille (mm), distance inter-ASIS (mm), longueur (mm) de la jambe gauche et droite, genou gauche et droite largeur (mm) et largeur (mm) de la cheville gauche et droite du sujet. Dans le volet « Ressources de l’objet », clic droit sur le nom de l’objet et cliquez sur « Enregistrer le sujet ».
  5. Enregistrer une pose d’étalonnage corps statique
    1. Demander au participant de se tenir immobile au milieu de la pièce calibrée avec pieds largeur des épaules tout en étendant les extrémités supérieures latéralement afin que tous les marqueurs réfléchissants sur le corps sont bien exposés aux caméras.
    2. Dans la fenêtre principale du programme, ouvrez le volet d’outils. Cliquez sur l’onglet « Préparation du sujet ». Dans la section objet Capture, cliquez sur « Start » pour enregistrer une requête 3 s du procès pour le calibrage statique du procès.
  6. Procédure de détermination des centres interarmées fonctionnelles
    1. Centre de l’articulation de la hanche fonctionnelle
      1. Demander au participant de se tenir avec une jambe et déployez l’autre jambe légèrement vers l’avant. Demander au participant de bouger la jambe étendue autour de l’articulation de la hanche dans l’ordre suivant : se déplacer vers l’avant et retour au neutre, se déplacer latéralement antérieur et retour au neutre, se déplacer latéralement et retour au neutre, déplacer postéro-latérale et retour à neutre, se déplacer vers l’arrière et retour au neutre et un mouvement de circumduction.
      2. Dans la fenêtre principale du programme, ouvrez le volet « Outils », cliquez sur l’onglet « Capture ». Dans la section Capture, cliquez sur « Start » pour enregistrer un essai de mouvement pour chaque mouvement de hanche fonctionnelle.
    2. Centre commun du genou
      1. Demander au participant de se tenir avec une jambe et maintenir une 30° hanche hyper-extension de l’autre jambe. Demandez aux participants d’effectuer un flexion du genou de 45° avec la jambe non poids roulement pendant 5 fois.
      2. Dans la section « Capture » du volet « Outils », cliquez sur « Start » pour enregistrer un essai de mouvement pour chaque mouvement du genou.
        Remarque : Pour plus de détails de la procédure commune fonctionnelle, consultez Schwarz, et al. 22
  7. Capture de mouvement des mouvements de baisse-atterrissage
    1. Randomiser l’ordre d’utiliser trois différentes hauteurs de chute-atterrissage (26 cm, 39 cm et 52 cm)14.
    2. Place la hauteur réglée boîte en bois avec une surface supérieure de 50 x 50 cm2 sur le sol couvert par un tapis en caoutchouc. La boîte en bois est 11 cm des bords des plaques force. Demander aux participants de se tenir debout sur la surface de la boîte.
    3. Demander au participant d’étendre leur pied dominant directement en face de la zone et descendez dans la zone de déplacer leur poids vers l’avant. Demander au participant d’atterrir avec les deux jambes sur le sol en même temps avec chaque pied sur une plaque séparée.
    4. Demander au participant de rester debout jusqu'à ce que la capture de mouvement de l’essai est terminée. Répétez la capture de mouvement trois fois de recueillir trois essais de mouvement pour chaque hauteur.
  8. Motion capture informatique
    1. Ouvrez un logiciel de capture de mouvement. Dans la fenêtre principale du programme, aller vers le volet « Communications ». Cliquez sur l’onglet « Gestion des données » sélectionner un des essais mouvement enregistré et l’ouvrir dans le programme.
    2. Dans le volet « Outils », cliquez sur l’onglet « Pipeline ». Dans la liste de « Pipeline actuel », sélectionnez le pipeline « Reconstruire ». Cliquez sur le bouton « Exécuter » pour démarrer le processus de reconstruction afin d’obtenir des trajectoires de trois dimensions (3D) de marqueurs réfléchissants.
    3. Dans le volet « Outils », cliquez sur l’onglet « Label/modifier ». Dans la section « Étiquetage manuel », sélectionnez les noms de chaque marqueur et étiqueter les trajectoires 3D correspondants. Cliquez sur « Enregistrer » bouton de la barre d’outils lorsque l’étiquetage est terminé.
    4. Dans le volet « Outils », cliquez sur l’onglet « Pipeline ». Dans la section « Opérations disponibles », sélectionnez « Exporter les fichiers ». Double-cliquez sur « Exportation C3D pipeline ». Cliquez sur le bouton « Exécuter » pour exporter le procès motion transformés vers un fichier dans un format de (C3D) coordonnée tri-dimensionnels.
  9. Analyse biomécanique des données de capture de mouvement
    1. Ouvrez un logiciel de biomécanique à la procédure complémentaire, les données de capture de mouvement. Dans le menu principal, cliquez sur « Fichier » et cliquez sur le bouton « Ouvrir/ajouter ». Sélectionnez les fichiers raw de C3D pour importer dans le logiciel de biomécanique.
    2. Dans le menu principal, cliquez sur « Modèle ». Cliquez sur « créer (ajouter le fichier de Calibration statique) ». Dans le sous-menu, sélectionnez « Modèle hybride de C3DFile ». Sélectionnez et ouvrez le fichier C3D de calibrage statique.
    3. Dans le menu principal, cliquez sur « Modèle ». Dans la liste déroulante, cliquez sur « Appliquer le modèle de modèle ». Sélectionnez et ouvrez un fichier de modèle de modèle. Cliquez sur l’onglet « Modèles » dans la barre d’outils. Cliquez sur l’onglet « Objet données / indicateurs ». Dans la fenêtre « Données de l’objet », modifier les valeurs de « Masse » et « Height » pour rendre le modèle disciplinaire.
    4. Cliquez sur l’onglet « Modèles » dans la barre d’outils. Cliquez sur le bouton « Modèle Builder Post traitement avancé » de la barre de menu. Dans la fenêtre pop-up de la « modèle Builder Post traitement avancé », cliquez sur l’onglet de Joints « fonctionnelle » Select « ajouter Motion fichier d’espace de travail ».
    5. Sélectionnez les fichiers fonctionnels Centre commun C3D. Mettez en surbrillance un fichier commun fonctionnel importé. Mettez en surbrillance une articulation fonctionnelle correspondant au fichier. Utilisez le « Set START Frame à Frame actuel » et « Mis fin à actuelle cadre » pour sélectionner les parties appropriées de la requête en première instance. Cliquez sur le bouton « Calculer les Landmarks vérifié ». Répétez cette procédure pour calculer d’autres centres interarmées fonctionnelles pour affiner le modèle squelettique.
    6. Cliquez sur le bouton « Modèle » dans la barre de menu du haut. Sélectionnez « Affecter le modèle aux fichiers Motion ». Dans la fenêtre pop-up des « Assigner des modèles à mouvement données », appliquer le modèle squelettique de thématiques à tous les procès de motion.
    7. Cliquez sur le bouton « Pipeline » de la barre d’outils. Dans la fenêtre pop-up de le « atelier du Pipeline », cliquez sur « Open Pipeline ». Sélectionnez le « Filtrage des cibles Pipeline ». Cliquez sur le bouton « Exécuter le Pipeline » pour réaliser un filtre de Butterworth passe-bas quatrième ordre avec fréquence de coupure de 10 Hz sur les trajectoires 3D des essais de capture de mouvement.
    8. Cliquez sur le bouton « Pipeline » de la barre d’outils. Dans la fenêtre pop-up de le « atelier du Pipeline », cliquez sur « Open Pipeline ». Sélectionnez le « Filtrage des Forces Pipeline ». Cliquez sur le bouton « Exécuter le Pipeline » pour réaliser un filtre de Butterworth passe-bas quatrième ordre avec fréquence de coupure de 60 Hz sur les forces de réaction du sol des essais de capture de mouvement.
    9. Cliquez sur le bouton « Paramètres » de la barre de menu. Placez les coches à côté de « Utilisation traités analogues pour sol réaction Force calculs » et « Utilisation traitées objectifs pour modèle/Segment/LinkModelBased Items ».
    10. Cliquez sur le bouton « Pipeline » de la barre d’outils. Dans la fenêtre pop-up de le « atelier du Pipeline », cliquez sur « Open Pipeline ». Sélectionnez le pipeline « Calcul en modèle ». Cliquez sur le bouton « Exécuter le Pipeline » pour effectuer des calculs du bas du corps commune cinématique et cinétique.
    11. Cliquez sur le bouton « Pipeline » de la barre d’outils. Dans la fenêtre pop-up de le « atelier du Pipeline », cliquez sur « Open Pipeline ». Sélectionnez le tuyau « Exportation C3D coordonne ». Cliquez sur le bouton « Exécuter le Pipeline » pour exporter les coordonnées 3D transformées du bas du corps des marqueurs visuels dans un fichier C3D.
    12. Cliquez sur le bouton « Pipeline » de la barre d’outils. Dans la fenêtre pop-up de le « atelier du Pipeline », cliquez sur « Open Pipeline ». Sélectionnez le pipeline « Exporter les Forces de réaction au sol ». Cliquez sur le bouton « Exécuter le Pipeline » pour exporter la réaction de la terre 3D transformés les forces dans un fichier binaire (extension de fichier : MAT).
      Remarque : Pour conserver les pics d’impact élevé au moment des atterrissages, une fréquence de 60 Hz coupure est utilisée pour filtrer le haché cru réaction force données23.
  10. Préparation des données de capture de mouvement pour les simulations informatiques
    1. Ouvrir un ordinateur logiciel de programmation. Importer le fichier de données C3D filtré et le fichier de données MAT.
    2. Exporter un fichier texte contenant les coordonnées du Centre conjoint de bas du corps. Convertir le fichier de données de C3D et le fichier de données MAT en fichiers texte (extension de fichier : slf) pour une utilisation par un programme de simulation dynamique multicorps.

4. objet spécifique procédure de modélisation

  1. Création de modèle de squelette du bas du corps
    1. Ouvrez le multicorps programme de logiciel de simulation dynamique avec le corps humain modeling plug-in installé. Pendant ce processus, le corps humain module plug-in de modélisation est automatiquement ouvert. Dans l’écran de démarrage, double-cliquez sur l’icône « Nouveau modèle » pour ouvrir le modèle de panneau de construction.
    2. Dans le panneau modélisation principal, dans la section « Bibliothèque de base de données anthropométriques », choisissez le corps générique (GeBOD) dans la liste déroulante. Dans le panneau principal de modélisation, spécifier la masse corporelle (kg), la hauteur (mm) du corps, le sexe et l’âge (mois).
    3. Dans le panneau modélisation principal, dans la section « Configuration de corps », cliquez sur la case d’option « Partie inférieure du corps ». Dans la liste déroulante « Unités », sélectionnez « Millimètre kilo Newton ». Dans le panneau modélisation principal, cliquez sur le bouton « Appliquer » dans la section « Créer des Table de mesure en corps » d’accepter les mesures du corps. Continuez à cliquer sur le bouton « Appliquer » dans la section « Créer des Segments humaine » pour créer un modèle de base squelettique du bas du corps.
      Remarque : Ce modèle est mis à l’échelle basé sur la hauteur de l’individu, la masse, âge et sexe. Le modèle se compose de sept segments : un bassin, deux cuisses, deux queues et deux pieds (Figure 1). Tous les segments sont modélisés comme des corps rigides.
  2. Modélisation des articulations du bas du corps
    1. Dans le panneau modélisation principal, dans la liste déroulante du menu principal, sélectionnez « Joints » pour ouvrir le panneau de configuration de joint.
    2. Dans le panneau de configuration de joint, dans la section « Éléments de ROTATION conjointe », cliquez sur le bouton en regard de « Préparer modèle avec enregistrement articulations ». Dans la section « Printemps amortisseurs et limites sites conjoints », entrez les paramètres suivants : raideur articulaire nominale de Nmm/1o, amortissement mixte nominale de 0,1 Nmm∙s / °, raideur articulaire de cesser de 3.38E7 Nmm / °. Continuer de sélectionner « Pied gauche » et « Jambe droite » en cochant les cases correspondant aux noms. Cliquez sur le bouton « Appliquer » pour accepter les configurations communes.
    3. Dans le panneau modélisation principal, dans la liste déroulante du menu principal, sélectionnez « Workflow ». Dans la liste déroulante du sous-menu, sélectionnez « Démarche » et « Calibrer ». Dans la section « Centre commun de données », entrez le fichier du bas du corps Centre conjoint du participant.
    4. Cliquez sur le bouton « Load » pour importer les données pour modifier l’emplacement des centres de la communes. Dans la section « Charge statique du procès », entrez le procès de capture de mouvement statique d’étalonnage (au format de fichier slf, génération décrite dans les étapes 3.8-3.10). Cliquez sur le bouton « Load » pour importer le fichier pour paramétrer le modèle squelettique de la partie inférieure du corps.
      Remarque : Par défaut, les articulations de la hanche sont configurées comme des rotules avec trois degrés de liberté, articulations de genou sont configurées comme des articulations revolute avec un degré de liberté et articulations de la cheville sont configurées comme des joints de cardan avec deux degrés de liberté.
  3. Modélisation des muscles squelettiques
    1. Dans le panneau modélisation principal, dans la liste déroulante du menu principal, sélectionnez « Tissus mous ». Dans la liste déroulante du sous-menu, sélectionnez « Create Base tissu Set ». Dans la section « Éléments CONTRACTILES MUSCLE », cliquez sur « Préparer avec enregistrement Muscle éléments de modèle ».
    2. Dans la section « Enregistrement élément musculaire des propriétés globales », cliquez sur la case d’option de la « mise à jour 45 Muscle Set ».
    3. Dans la section « Enregistrement élément musculaire des propriétés globales », acceptez les paramètres par défaut suivants pour les propriétés du muscle : raideur Passive de 0.4448 N/mm, amortissement passif de 1,75 E-2 Ns/mm, charge de repos musculaire de 0.4448 N. cocher les cases d’option de « Pied gauche » et « Jambe droite » pour les affectations de muscle. Cliquez sur le bouton « Appliquer » pour accepter les configurations.
      Remarque : L’ensemble de muscles des pattes 45 comprend les muscles suivants : adducteur Brevis, Longus adducteur, Magnus adducteur (trois groupes), chef Long Biceps Femoris, Biceps Femoris tête courte, Extensor Digitorum, Hallucis d’extenseur, Flexor Digitorum, Flexor Hallucis, Muscle gastrocnémien, Gemellus, Gluteus Maximus (trois groupes), Gluteus Medias (trois groupes), Gluteus Minimis (trois groupes), Gracilis, ischio-jambiers, Iliacus, gastrocnémien latéral, le gastrocnémien médial, Pectineus, Peroneus Brevis, Peroneus Longus, long péronier Tertius, pyramidal, Psoas, Quadriceps fémoral, Rectus Femoris, Sartorius, semi-membraneux, semi-tendineux, muscle soléaire, Tensor Fasciae Latae, jambier antérieur, muscle tibial postérieur, Vastus Intermedius, Vastus Lateralis, Vastus Medialis.

5. Simulations de la dynamique des corps multiples de

  1. Réalisation d’une simulation cinématique inverse
    1. Dans le panneau modélisation principal, dans la liste déroulante du menu principal, sélectionnez « Workflow ». Dans la liste déroulante du sous-menu, sélectionnez « Démarche » et « Procès ». Dans la section « Dynamic Data du procès », entrez le nom de fichier d’un procès de capture de mouvement dynamique (au format de fichier slf) et cliquez sur le bouton « Load » pour importer les données. Continuer d’entrer dans la force de réaction de sol correspondantes données du fichier (au format de fichier slf) et cliquez sur le bouton « Load » pour importer les données.
    2. Dans le panneau modélisation principal, dans la liste déroulante du menu principal, sélectionnez « _Analyze ». Exécuter l’analyse reparamétrage pour ajuster la posture du modèle pour correspondre à la posture au début de l’essai dynamique.
    3. Ouvrez le panneau de la Simulation. Désactivez les effets de la gravité et au sol des forces de réaction. Choisissez le procès motion toute la longueur de la simulation.
    4. Spécifier un pas de temps de simulation de 100 pas/s. exécuter une simulation cinématique inverse pilotée par les données de capture de mouvement. Enregistrer l’analyse de simulation cinématique inverse.
  2. Création d’un agent de traqueur de motion
    1. Ouvrez le panneau de Motion Tracker Agent création. Acceptez le nom de tracker par défaut : MA_Track.
    2. Définir la rigidité translationnelle et la rigidité rotationnelle comme 10 N/mm et 1 000 Nmm / °, respectivement. Définir l’amortissement translationnelle et rotation d’amortissement comme 10 Ns/mm et 1 000 SSMN / °, respectivement. Définissez tous les degrés de liberté translationnels et de rotationnels comme Driven.
    3. Roman Uniquement sur le modèle de la partie inférieure du corps est utilisée pour la simulation dynamique vers l’avant, un traqueur de mouvement est nécessaire pour tenir compte de l’instabilité en raison de l’absence de mouvement du haut du corps.
  3. Muscles de la jambe de formation
    1. Ouvrez le panneau de configuration de tissus mous. Choisissez Simple à boucle fermée pour le modèle de muscle. Définissez les paramètres suivants pour le modèle muscle : Gain proportionnel de 1.0E6, intégrante de 1.0E6 et la dérivé de 1.0E4.
    2. Sélectionnez l’analyse de simulation cinématique inverse d’être la cible de la musculation. Appliquer la musculation.
  4. Importation d’un tibia flexible
    1. Ouvrez le panneau de l’importation de corps souple. Effectuer la cartographie d’alignement avec trois fabricants connus et leurs nœuds correspondants à la surface du tibia flexible.
    2. Choisissez le tibia rigide pour être remplacé par le tibia flexible. Sélectionnez le fichier de la force multinationale représentant le tibia flexible. Sélectionnez le fichier de mappage de fixation musculaire pour réinstaller les muscles de la jambe sur le tibia flexible. Importer le tibia flexible sur le modèle de l’appareil locomoteur.
  5. Effectuer une simulation dynamique vers l’avant avec le tibia flexible en place
    1. Ouvrez le panneau de la Simulation. Activer les effets de la gravité et au sol des forces de réaction. Désactivez les effets d’agents de la motion.
    2. Choisir d’exécuter la simulation pour la longueur de la requête entière du procès. La valeur pas de temps de simulation de 100 pas/s. exécuter une simulation dynamique vers l’avant grâce aux muscles entraînés. Enregistrer l’analyse dynamique vers l’avant.

6. création d’un modèle Flexible Tibia

  1. Création d’un modèle de maillage de surface 3D
    1. Ouvrez un programme de traitement d’image. Tranches de CT d’importation au format DICOM. Créer un masque à l’aide de la méthode de culture de région pour séparer les tissus osseux des tissus mous environnants.
    2. Recherche de tranches CT où le tibia et le péroné sont connectés. Séparer le tibia et le péroné en effaçant le masque le long de la conjonction des deux os.
    3. Créer un second masque à l’aide de la région, méthode de culture de n'inclure que l’os du tibia. Passer les tranches de CT pour découvrir les cavités existantes dans le masque du tibia. Remplir les cavités dans le masque. Créer un objet de tibia 3D basé sur le masque du tibia. Exportez l’objet 3D tibia sous forme de fichier au format dessin interchange format (DXF).
  2. Création d’un modèle de tibia par éléments finis
    1. Ouvrez un logiciel d’analyse de FE. Importez le fichier de modèle 3D tibia avec l’extension DXF.
    2. Exécuter la commande de balayage pour supprimer les éléments dupliqués et les nœuds. Exécute la commande de Volume de maille pour créer un modèle de tibia FE avec éléments hexagonaux de 3 mm x 3 mm x 3 mm. assigner les propriétés matérielles suivantes à tous les éléments : module de Young de 17 GPa, coefficient de Poisson de 0,3 et la densité du 1.9E-6 Kg/cm3.
      Remarque : Les propriétés matérielles sont affectées à chaque élément en partant du principe que le tissu osseux est isotrope dans les fourchettes de souche vécue par OS lors des requêtes dynamiques24,25,26.
  3. Création d’un modèle flexible tibia
    1. Dans le panneau de contrôle principal, cliquez sur l’onglet « Géométrie & Mesh » Select « géométrie & Mesh ». Dans la fenêtre pop-up « Géométrie & Mesh », dans la section « Mesh », cliquez sur « Ajouter des nœuds » de créer deux nouveaux nœuds pour représenter les centres des articulations du genou et la cheville.
    2. Dans le panneau principal, cliquez sur l’onglet « Liens » du RBE2 sélectionnez. Dans la fenêtre pop-up de la RBE2, créer des connexions de lien d’élément de 2 corps rigide de type (RBE2) entre la commune et nœuds de surface sur les surfaces du genou et la cheville.
    3. Dans le panneau principal, cliquez sur l’onglet « Conditions aux limites ». Dans la section « Conditions aux limites », cliquez sur le bouton « Nouveau ». Sélectionnez « Nœuds de DOF_Set ». Dans la fenêtre pop-up « Condition aux limites de propriétés », créer une condition aux limites en attribuant six degrés de liberté à chacune des deux nœuds RBE2 mixtes.
    4. Dans le panneau de contrôle principal, cliquez sur l’onglet « Loadcases ». Dans la section « Loadcases », cliquez sur « Nouveau », sélectionnez « Adams Craig-Bampton »19. Dans la fenêtre pop-up « Loadcase Properties », cliquez sur « Nœuds de DOF-Set ». Sélectionnez le dofset_nodes créé à l’étape ci-dessus.
    5. Dans le panneau principal, cliquez sur l’onglet « Emplois ». Dans la section « Emplois », cliquez sur « Nouveau ». Sélectionnez « Structurel ». Dans la fenêtre « Propriétés de la tâche », sélectionnez le loadcase créé à l’étape précédente. Cliquez sur le bouton « Résultats de l’emploi ». Dans la fenêtre pop-up « Résultats », sélectionnez « Stress » et « Souche ». Également sélectionner « Kilogramme » pour la messe, « Newton » pour la Force, « Millimètre » pour longueur et "Second" pour le moment. Cliquez sur le bouton « Exécuter ».
    6. Dans la fenêtre pop-up « Exécuter le travail », cliquez sur le bouton « Soumettre » pour présenter le travail pour une simulation de FE et de créer le fichier neutre modal (MNF) du tibia16.

7. filtrer les Analyses des données

  1. Exportation des données de déformation osseuse
    1. Ouvrez le post-processeur du programme simulation multi-corps. Charger le programme plug-in de durabilité.
    2. Ouvrir la simulation avec le tibia flexible en cliquant sur le nom de simulation. Exporter les déformations principales minimales et maximales et la déformation de cisaillement maximal des nœuds qui représentent l’aspect antéro-médiale de la diaphyse-tibiale.
  2. Traitement des données brutes de la souche
    1. Ouvrir un ordinateur logiciel de programmation pour le traitement des données. Importer des données brutes de la souche. Appliquer un filtre de Butterworth passe-bas de quatrième ordre aux données brutes avec une fréquence de coupure de 15 Hz.

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Representative Results

or Start trial to access full content. Learn more about your institution’s access to JoVE content here

Un mâle en bonne santé du Caucase (19 ans, hauteur de 1 800 mm, masse de 80 kg) s’est porté volontaire pour l’étude. Avant la collecte de données, l’objet examiné et signé le formulaire de consentement approuvé par l’Université Institutional Review Board avant de participer à l’étude. L’expérience a été menée en vertu de la déclaration d’Helsinki. L’expérience a été réalisée selon le protocole suivant.

Afin de vérifier l’exactitude de la simulation dynamique vers l’avant, angles articulaires du bas du corps de la simulation on a comparé les angles articulaires correspondants mesurées à partir des données de capture motion traitées par un programme d’analyse biomécanique. Un logiciel d’analyse statistique a été utilisé pour calculer les coefficients de corrélation croisée des comparaisons. Le calcul de la corrélation croisée permis 10 gal dans des directions tant positives que négatives. Chaque gal correspondait à un temps pas dans la simulation de dynamique vers l’avant (0,01 s). Les coefficients de corrélation croisée maximales ont été identifiés.

Inspection visuelle de la Figure 2, Figure 3et Figure 4 montre les similitudes entre les angles articulaires du produit avec les données expérimentales et les données de simulation. Les coefficients de corrélation croisée fortes trouvées entre les angles articulaires expérimentales et simulation à zéro lag (tableau 1).

Les souches de pic dans la région antéro-médiale de l’arbre-tibial lors de l’atterrissage de trois hauteurs différentes sont présentées dans le tableau 2. Parmi les trois atterrissage hauteurs, les 52 cm condition d’atterrissage ont démontré le plus grand principale maximale du pic, pic principal minimale et déformations de cisaillement maximale de crête. En outre, on a observé que, comme la hauteur de chute augmentée, les déformations principales maximale de crête a augmenté.

Figure 1
Figure 1 : modèle musculo-squelettique spécifiques créé dans la présente étude. Ce modèle de l’appareil locomoteur corps inférieur comprend six segments rigides (bassin, fémur gauche et de droite, le tibia gauche et pieds gauche et droit) et un flexible tibia (tibia droit). 90 muscles des jambes sont attachées au modèle. À des fins de visualisation, chaque muscle est représenté par une ligne de couleur corail. Centres conjoints sont représentés par des boules de feu bleus pour balles de corps et pourpre inférieurs droit pour la partie inférieure du corps gauche. S’il vous plaît cliquez ici pour visionner une version agrandie de cette figure.

Figure 2
Figure 2 : comparaisons d’angle (en degrés) entre les données de capture de mouvement expérimental et des données de simulation pour chute-atterrissage de 26 cm de hauteur en collaboration. Les lignes pleines représentent des angles articulaires calculées avec les données de capture de mouvement expérimental. Lignes en pointillés représentent les angles articulaires produites par les données de simulation dynamique multicorps. Lignes verticales représentent les moments de l’impact. S’il vous plaît cliquez ici pour visionner une version agrandie de cette figure.

Figure 3
Figure 3 : comparaisons d’angle (en degrés) entre les données de capture de mouvement expérimental et des données de simulation pour chute-atterrissage de 39 cm de hauteur en collaboration. Les lignes pleines représentent des angles articulaires calculées avec les données de capture de mouvement expérimental. Lignes en pointillés représentent les angles articulaires produites par les données de simulation dynamique multicorps. Lignes verticales représentent les moments de l’impact. S’il vous plaît cliquez ici pour visionner une version agrandie de cette figure.

Figure 4
Figure 4 : commune de comparaisons d’angle (en degrés) entre les données de capture de mouvement expérimental et des données de simulation pour l’atterrissage de chute de hauteur 52 cm. Les lignes pleines représentent des angles articulaires calculées avec les données de capture de mouvement expérimental. Lignes en pointillés représentent les angles articulaires produites par les données de simulation dynamique multicorps. Lignes verticales représentent les moments de l’impact. S’il vous plaît cliquez ici pour visionner une version agrandie de cette figure.

Droplanding Heights
26 cm 39 cm 52 cm
Articulations du bas du corps Coefficient de corrélation croisée Lag Coefficient de corrélation croisée Lag Coefficient de corrélation croisée Lag
Cheville 0,998 0 0,998 0 0,999 0
Genou 1 0 1 0 1 0
Hanche 0,999 0 1 0 1 0

Tableau 1 : coefficients de corrélation croisée et GALs de comparaisons entre les angles articulaires du produit basés sur les données de capture de mouvement et angles articulaires du provenant à partir de données de simulation. Un essai à chaque hauteur a été utilisé pour les comparaisons. Zéro lag n’indique aucune différence dans le temps quand les angles articulaires ont été produites entre les deux approches.

Droplanding Heights
Déformation osseuse (µstrain) 26 cm 39 cm 52 cm
Maximum Principal 1160 1270 1410
Capital minimum -659 -598 -867
Cisaillement maximal 893 870 1140

Tableau 2 : os du Tibia souches à l’aspect antéro-médiale de l’arbre-tibiale au cours de la goutte-atterrissage de trois hauteurs. Principale maximale, minimale principal et déformations de cisaillement maximal sont présentées.

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Discussion

or Start trial to access full content. Learn more about your institution’s access to JoVE content here

Le but de cette étude était de développer une méthode non invasive pour déterminer la déformation du tibia lors des activités à impact élevé. Quantifier la déformation du tibia en raison de la charge d’impact conduira à une meilleure compréhension du tibia fracture de stress. Dans cette étude, a développé un modèle de l’appareil locomoteur disciplinaires et simulations sur ordinateur ont été exécutées à reproduire les mouvements de baisse-atterrissage effectués dans un laboratoire. A examiné l’effet de la hauteur de chute-atterrissage sur souche tibiale. Dans cette étude, nous avons constaté que, comme la baisse de débarquement grandissaient, alors ne les déformations principales maximale de crête. En outre, parmi les conditions de trois atterrissage, la condition de 52 cm a entraîné le plus haut pic maximum principal, capital minimum et déformations de cisaillement maximale.

Limitée en vivo de données sont disponibles dans la littérature en ce qui concerne l’effet de la chute-atterrissage sur souche du tibia. Milgrom et coll.ont indiqué la déformation principale maximale allant de µstrain 896-1 007 au moment des atterrissages de trois hauteurs différentes (26, 39, 52 cm)14. Ekenman et coll. ont signalé une souche moyenne de 2 128 µstrain lors de l’atterrissage d’une hauteur de 45 cm13. La souche principale maximale utilisée par les simulations par ordinateur étaient entre 1 160-1 410 µstrain lors de l’atterrissage de trois hauteurs différentes (26, 39, 52 cm), qui étaient plus élevés que ceux rapportés par Milgrom et coll. , mais étaient plus faibles que celle rapportée par Ekenman et al. 13 , 14

Les raisons suivantes peuvent contribuer à la différence de tension entre les études actuelles et antérieures. Tout d’abord, démographiques des différences existent entre les sujets dans ce et les études antérieures. Nous avons utilisé un sujet mâle physiquement actif. Étude de Ekenman portait sur un sujet féminin13. Étude de Milgrom inclus les mâles et les femelles et signalé les souches moyenne14. Deuxièmement, chaussures jouerait un rôle dans les différences de déformation osseuse. Lanyon et coll. a étudié l’effet des chaussures sur les souches tibiales, ils ont trouvé que marcher et courir pieds nus a entraîné des souches plus grande comparés à porter des chaussures12. La présente étude utilisé un protocole de débarquement aux pieds nus, les valeurs de souche calculées étaient supérieures à celles de Milgrom et al. étude, qui a utilisé un protocole de débarquement avec des chaussures de sport standard14. En troisième lieu, les modifications dans la stratégie d’atterrissage peuvent également influencer la souche tibiale. Dans la présente étude, il était possible que le sujet peut choisir une stratégie comme croissant flexion du tronc pour aider à réduire l’impact lorsque la hauteur de chute-atterrissage augmente. Cette stratégie pourrait aider à protéger le tibia de grandes déformations. Milgrom et coll. a également suggéré une éventuelle stratégie de protection utilisée par ses sujets14. Quatrièmement, il pourrait y avoir une légère différence dans les endroits où la déformation tibiale a été suivie. Notre étude porte sur la souche de l’os à l’aspect antéro-médiale de l’arbre-tibiale. En Milgrom et al., les souches ont été enregistrées depuis la région médiale de l' arbre-tibiale14. Le plan sagittal, moment de flexion sur le tibia pendant l’atterrissage peut entraîner haute déformation principale maximale dans les endroits près des régions antérieures de l’axe tibial. Néanmoins, nos résultats de souche semblent être comparables aux résultats d’études antérieures et sont comprises entre souche (400-2 200 µstrain) rapporté par ces in vivo études10,13,14.

Les valeurs de déformation tibiale obtenus à partir de cette approche non invasive sont influencés par la précision du modèle de l’appareil locomoteur. Corrélations croisées ont été réalisées afin d’examiner les données expérimentales angle articulaire et ordinateur simulation au cours de la goutte-débarquements. Les coefficients de corrélation fortes trouvées entre les données mesurées expérimentalement et les données de simulation informatique. Cela indique que le modèle de thématiques développé dans cette étude peut raisonnablement reproduire les mouvements de baisse-atterrissage. En outre, les souches tibiales rapportés dans cette étude étaient bien en deçà de 3 000 µstrain, ce qui confirme l’hypothèse provenant d’autres études qui la déformation osseuse de tibia est linéaire au cours de la goutte-débarquements14,15. Ainsi, avec les données de déformation calculée étant dans la gamme linéaire et les excellentes répliques exactes de mouvements migratoires d’atterrissage, nous avons conclu que les données de souche obtenues par cette approche non invasive étaient raisonnablement précises. En outre, la présente étude recrutés uniquement un sujet afin d’examiner la déformation osseuse au cours de la goutte-débarquements. Les études à venir pourraient examiner s’il existe une relation dose-effet entre les hauteurs de chute-atterrissage et souches d’OS de tibia à l’aide d’un grand échantillon.

L’importance de cette étude est de présenter une méthode non invasive innovante de mesure de déformation osseuse. Ce procédé non invasif apporte les limitations associées à la classique en vivo jauge de contrainte mesure, qui ne pouvait pas être appliquée à un large échantillon de sujets humains. En outre, la méthode actuelle proposée traite des limites associées à une méthode non invasive rapportées antérieurement16,17, qui a été affectée par l’utilisation limitée des données cinématiques pour piloter les simulations et convenait seulement aux étudier les mouvements d’impact faible au sol comme la marche. Comme les fractures de fatigue tibia restent élevés dans les populations sportives et militaires, il est essentiel d’étudier l’effet de l’activité physique impact élevé (par exemple, courir, sauter et coupe) sur les réponses de l’OS tibial. L’approche non invasive novatrice actuelle semble être une solution réaliste pour la réalisation de ces études. Cela mettra en lumière sur le développement de protocoles de l’entraînement physique adéquate pour les athlètes et les recrues militaires afin de réduire les traumatismes liés au stress tibia. En outre, cette méthode non invasive novateur présente l’occasion d’évaluer déformations osseuses dans les autres OS inaccessibles avec jauges mis en œuvre comme le fémur et l’os naviculaire.

Questions importantes liées à cette mesure de déformation osseuse non invasif doivent être abordées ici. Tout d’abord, un modèle générique de l’appareil locomoteur du bas du corps est créé selon son âge, sexe, masse corporelle, et la hauteur du corps en utilisant la base de données de GeBOD27. Les emplacements spatiaux mesurées expérimentalement des centres interarmées du bas du corps sont utilisées pour affiner le modèle de l’appareil locomoteur. Par rapport au modèle générique, cette approche de modélisation spécifiques présente un mieux modèle musculo-squelettique de la structure physique de l’individu. Les études à venir pourraient envisager d’élaborer un modèle musculo-squelettique complet du corps pour le mouvement du haut du corps lors des simulations de dynamiques multicorps.

Deuxièmement, il y a 45 muscles assignés à chaque jambe dans le modèle. Origines et les insertions des muscles sont anatomiquement déterminé27. Un algorithme simple de boucle fermée est utilisé pour gérer la production de force du muscle individuels. Plus précisément, le changement de l’histoire de longueur de muscle pendant le mouvement dynamique tel que l’atterrissage est enregistré via la simulation cinématique inverse. En actionnant la simulation dynamique vers l’avant, un régulateur PID a été assigné à chaque muscle et servant à régler la force musculaire nécessaire pour la duplication de l’histoire de longueur de muscle enregistré précédemment. Cet algorithme de boucle fermée simple produit d’excellents résultats dans la reproduction de la cinématique mixte. Toutefois, cette approche ne tient pas compte de coordination neuronale chez les muscles ayant des fonctions similaires et ne pourrait pas représenter des contractions co par antagonistes. Les travaux futurs peuvent envisager d’utiliser un modèle musculaire axée sur la colline, qui consiste en un élément contractile actif (CE) et un élément élastique passif (PE). Le modèle Hill intègre force-vitesse du muscle et relations force-longueur pour produire la tension. La force du muscle calculées peut alors être comparée aux données de l’EMG pour validation.

Troisièmement, un modèle disciplinaire tibia est créé à partir des images de CT pour représenter la géométrie réelle de l’os du tibia sous enquête. Alors qu’imagerie tomographique est le principal moyen d’obtenir la géométrie réelle de l’os du tibia, autres techniques d’imagerie comme l’imagerie par résonance magnétique (IRM) peuvent également servir à produire le modèle disciplinaire tibia. Aussi, le protocole actuel de la modélisation suppose la propriété material du tibia à être isotrope. Une valeur de densité générique du 1.9E-6 kg/cm3 et un seul module d’Young de 17 GPa sont attribués à tous les éléments de FE tibiales. Les études à venir peuvent considérer obtenir des valeurs de densité de toutes les régions dans le tibia. Cela peut être fait en introduisant un fantôme étalonné pendant le balayage de CT. La densité osseuse peut alors être calculée basé sur les unités Hounsfield de CT. Module de Young du tissu osseux peut encore calculée selon les données de densité. Attribuant des propriétés des matériaux spécifiques au modèle FE tibial donnera osseuse plus réaliste des résultats de souche au moyen de simulations.

Quatrièmement, une analyse modale de FE est utilisée pour calculer des souches de l’OS. Au cours de cette analyse modale, les réponses en fréquence sont calculées pour correspondre à des charges mécaniques (forces linéaires et angulaires) imposée aux articulations du genou et la cheville. Un tibia flexible représenté par un force multinationale fichier est généré à partir de l’analyse modale de FE. Ce tibia flexible est introduit dans le modèle musculo-squelettique spécifiques pour remplacer le tibia rigide correspondant. Au cours de la simulation dynamique avancée ultérieure, déformation du tibia flexible à chaque pas de temps est quantifiée. Par rapport à l’analyse traditionnelle de la FE, qui calcule les réponses mécaniques d’un objet de FE consistant en des milliers de degrés de liberté (des milliers de nœuds elements et) à chaque pas de temps de mouvement, cette approche analyse modale traite un nombre beaucoup moins de degrés de liberté dans le domaine des fréquences (p. ex., 12 conditions de chargement des articulations du genou et la cheville). Avec l’approche de l’analyse modale, temps de calcul est significativement réduit de plusieurs heures/jours à moins de 1 h pour une simulation typique. Outre l’avantage de consommer moins de temps ordinateur, approche analyse modale est idéal pour l’informatique expérimenté par une structure rigide tissu osseux de petite déformation (< 10 %).

Enfin, les avantages de l’approche actuelle non invasif par une méthode a déjà été indiqué16,17 doivent être abordés ici. A) notre modèle de l’appareil locomoteur est raffiné pour posséder plus précis centres interarmées du bas du corps, qui sont produits par le biais de l' évaluation conjointe fonctionnelle22. Toutefois, la méthode précédente définit les centres interarmées pour le modèle basé sur la démarche de plug-in procédure21 avec l’aide de l’utilisation d’un nombre limité de marqueurs visuels. B) ce modèle intègre 45 muscles à chaque jambe, comparée à seulement 12 muscles utilisés dans le modèle précédent. Augmentation du nombre de muscles de la jambe dans le modèle de l’appareil locomoteur permettrait d’améliorer la qualité de la simulation. C) au cours de la simulation cinématique inverse, le modèle musculo-squelettique est piloté par un groupe de 34 marques visuelles placé sur la partie inférieure du corps, qui permet la meilleure reproduction du mouvement réel. En revanche, l’approche précédente utilise seulement 16 marqueurs pour piloter la même simulation, et cela peut introduire des erreurs numériques pour la simulation. D) au cours de la simulation dynamique vers l’avant, la vraie terre impact forces sont appliquées à ce modèle musculo-squelettique pour simuler le mouvement. Toutefois, la méthode précédente n’est pas en mesure d’intégrer les forces d’impact au sol dans la simulation. Sans utiliser le réel au sol des forces d’impact lors des simulations dynamiques vers l’avant, la méthode précédente est limitée à l’étude des activités à faible impact. Les étapes ci-dessus, que nous prenons pour améliorer la fidélité du modèle musculo-squelettique spécifiques semblent réussir à l’examen des déformation tibiale pendant des mouvements humains. L’ajout de l’intégration de forces d’impact véritable fondement dans les simulations s’avère nécessaire d’étudier la déformation osseuse au cours des activités à impact au sol élevée.

En conclusion, en vivo déformation osseuse de tibia est normalement mesurée par la méthode de jauge tache classiques. Cette approche est associée avec limitations comme un caractère invasif, moins volontaires, surface de petit os zones analysées, etc. une nouvelle approche employée multicorps simulations dynamiques avec analyse modale de FE a été proposé dans cette étude à quantifier la déformation du tibia lors goutte-débarquement. Il est évident que cette approche peut pallier les lacunes héritées de la mesure de la jauge de contrainte conventionnelle. En outre, que cette approche bénéficie de l’aide véritable expérimentales données cinématiques et cinétiques, ainsi qu’un modèle musculo-squelettique spécifiques à la discipline et du tibia flexible pour effectuer la simulation dynamique et analyse modale de FE, il représente une amélioration considérable de la Protocole de recherche sur une méthode a déjà été indiquée. Ainsi, cette approche non invasive utilisant des données spécifiques à la discipline pour multicorps simulations dynamiques combinées à une analyse modale FE pourrait devenir un outil prometteur pour étudier la déformation tibiale pendant le mouvement dynamique. Les recherches futures pourraient employer cette méthode pour étudier les os souches lors des activités à impact élevé pour une grande cohorte étudier les mécanismes de blessures des os fractures de stress.

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Disclosures

Les auteurs déclarent qu’ils n’ont aucun intérêt financier concurrentes.

Acknowledgments

Département de l’armée #W81XWH-08-1-0587, #W81XWH-15-1-0006 ; Concession de Ball State University 2010 ASPiRE.

Materials

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

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).
Disciplinaires musculo-squelettique modèle pour étudier les déformation osseuse pendant le mouvement dynamique
Play Video
PDF DOI DOWNLOAD MATERIALS LIST

Cite this Article

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).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