Summary
Durante el aterrizaje, los huesos de la parte inferior del cuerpo experimentan grandes cargas mecánicas y se deforman. Es esencial para medir la deformación del hueso para comprender mejor los mecanismos de lesiones de estrés óseas asociadas con impactos. Un nuevo enfoque de integración de tema-específicas musculoesquelética modelado y análisis de elementos finitos se utiliza para medir tensión tibial durante movimientos dinámicos.
Abstract
Lesiones de estrés óseas son comunes en los deportes y entrenamientos militares. Repetitivos tierra grandes fuerzas de impacto durante el entrenamiento podrían ser la causa. Es esencial para determinar el efecto de impacto elevada fuerzas de deformación de la parte inferior del cuerpo del hueso para comprender mejor los mecanismos de lesiones de estrés óseas. Medición de galgas convencionales se ha utilizado para estudiar en vivo la deformación tibia. Este método se asocia con limitaciones incluyendo la invasividad del procedimiento, participación de algunos seres humanos y datos de cepa limitada de las superficies óseas pequeñas. El presente estudio pretende introducir un nuevo enfoque para estudiar la tensión ósea de tibia bajo alto impacto de las condiciones de carga. Un tema-específicas musculoesquelético modelo fue creado para representar a un varón sano (19 años, 80 kg, 1.800 mm). Un flexible modelo tibia fue creado basado en una exploración de la tomografía computada (CT) de la tibia derecha del sujeto. Captura de movimiento de laboratorio fue realizado para obtener la cinemática y la tierra las fuerzas de reacción de gota-aterrizajes de diferentes alturas (26, 39, 52 cm). Se realizaron simulaciones por ordenador dinámica multicuerpo combinadas con un análisis modal de la tibia flexible para cuantificar la tensión tibia durante los aterrizajes de la gota. Datos de tensión calculado tibia fueron en buen acuerdo con estudios previos en vivo . Es evidente que este enfoque no invasivo puede aplicarse para estudiar la deformación ósea de tibia durante las actividades de alto impacto para una cohorte grande, que conducirá a una mejor comprensión del mecanismo de la lesión de las fracturas de estrés de tibia.
Introduction
Lesiones de estrés óseas, tales como fracturas de estrés, son las lesiones de sobreuso severo que requieren largos períodos de recuperación y de incurrir en importantes costos médicos1,2. Las fracturas por estrés son comunes tanto en población atlética y militar. Entre todos los deportes relacionados con lesiones, las fracturas por estrés representan 10% del total3. En particular, los atletas de pista enfrentan a una mayor tasa de lesiones en el 20%4. Soldados también experimentan una alta tasa de fracturas de estrés. Por ejemplo, una tasa de 6% lesiones fue divulgada por el ejército de los E.e.u.u.1 y una tasa de 31% de lesiones fue divulgada en el ejército israelí5. Entre todas las fracturas de tensión reportadas, fractura de estrés de la tibia es el más común de7,6,8.
Deportes y entrenamiento físico con un mayor riesgo de fractura de estrés de la tibia están normalmente asociado con altos impactos (por ejemplo, salto, aterrizando y corte). Durante la locomoción, se aplica una fuerza de impacto de la tierra al cuerpo cuando el pie entra en contacto con el suelo. Esta fuerza es disipada por el sistema músculo-esquelético y del calzado. El sistema esquelético sirve como una serie de palancas que permite a los músculos para aplicar fuerzas para absorber el impacto de tierra9. Cuando los músculos de las piernas adecuadamente no pueden reducir el impacto de la tierra, los huesos de la parte inferior del cuerpo deben absorber la fuerza residual. Estructura ósea experimentarán deformación durante este proceso. Puede resultar repetitiva absorción de fuerza de impacto residual en microdamages en el hueso, que se acumulan y se convierten en las fracturas por estrés. Hasta la fecha, la información relacionada con hueso reacción a las fuerzas de impacto de tierra externo es limitada. Es importante estudiar cómo el hueso tibia responde a la carga mecánica introducida por las fuerzas de alto impacto durante movimientos dinámicos. Examen de deformación ósea de tibia durante las actividades de alto impacto podría conducir a una mejor comprensión del mecanismo de fractura de estrés de la tibia.
Las técnicas convencionales utilizadas para medir la deformación ósea en vivo dependen instrumentada galgas10,11,12,13,14,15. Procedimientos quirúrgicos son necesarios para implantar galgas en la superficie del hueso. Debido a la naturaleza invasiva en vivo estudios están limitados por una pequeña muestra de voluntarios. Además, el calibrador de tensión sólo puede controlar una región pequeña de la superficie del hueso. Recientemente, un método no invasivo utilizando simulación por ordenador para analizar la tensión ósea fue introducido16,17. Esta metodología permite la capacidad de combinar musculoesquelético modelado y simulaciones computacionales para estudiar hueso tensión durante el movimiento humano.
Un modelo de aparato locomotor está representado por un esqueleto y los músculos esqueléticos. El esqueleto consiste en segmentos de hueso, que son cuerpos rígidos o indeformables. Los músculos esqueléticos están modelados como controladores utilizando el algoritmo de progresivo-integral-derivado (PID). El control PID de tres períodos utiliza errores en la estimación para mejorar la exactitud de salida18. En esencia, Controladores PID que representan los músculos intentan duplicar los movimientos del cuerpo mediante el desarrollo de las fuerzas necesarias para producir cambios de longitud de los músculos con el tiempo. Controlador PID utiliza el error en la curva longitud/tiempo para modificar la fuerza para reproducir el movimiento. Este proceso de simulación crea una solución factible para coordinar todos los músculos a trabajar juntos para mover el esqueleto y producir el movimiento del cuerpo.
Uno o más segmentos en el esqueleto del modelo músculo-esquelético pueden ser modelados como cuerpos flexibles para permitir la medición de la deformación. Por ejemplo, el hueso de la tibia puede dividirse en un número finito de elementos, que consiste en miles de elementos y nodos. El efecto de la carga mecánica en la tibia flexible puede ser examinado mediante análisis de elementos finitos (FE). El análisis calcula la respuesta de carga de elementos individuales con el tiempo. Como el número de aumento de nodos y elementos de hueso, aumentará significativamente el tiempo de cálculo de los análisis.
Para reducir el coste computacional con una evaluación precisa de la deformación de los cuerpos flexibles, análisis modal de la FE ha sido desarrollado y utilizado en la industria automotriz y aeroespacial19,20. En lugar de analizar las respuestas individuales de los elementos FE a carga mecánica en el dominio del tiempo, este procedimiento evalúa las respuestas mecánicas de un objeto basadas en diferentes frecuencias de vibración en el dominio de la frecuencia. Este método resulta en una reducción significativa en el tiempo de cómputo mientras que proporciona una medición precisa de la deformación20. Aunque el análisis modal se ha utilizado ampliamente para estudiar fatiga mecánica en las áreas automotrices y aeroespaciales, la aplicación de este método ha sido muy limitada en Ciencias del movimiento humano. Al Nazer et al., utilizaron un análisis modal para examinar deformación tibial durante la marcha humana y divulgado fomentar resultados16,17. Sin embargo, su método fue afectado grandemente usando sólo limitados datos cinemáticos de un experimento para las simulaciones de computadora; No había ningún real utilizadas para las simulaciones de las fuerzas de impacto a tierra. Este enfoque puede ser razonable para el estudio de movimientos lento de bajo impacto como caminar, pero no es una solución viable para el estudio de movimientos de suelo de alto impacto. Por lo tanto, para examinar las reacciones de la parte inferior del cuerpo del hueso durante las actividades dinámicas de alto impacto, es esencial desarrollar un enfoque innovador para abordar las limitaciones asociadas con el método previamente divulgado. Específicamente, un método utilizando datos cinemáticos experimentales exacta y real deben desarrollar las fuerzas de impacto de la tierra. Por tanto, el objetivo de este estudio fue desarrollar un modelo de aparato locomotor de temas específicos para realizar simulaciones dinámicas multicuerpo con análisis modal para examinar la tensión tibial durante actividades de alto impacto. Un movimiento de alto impacto dinámico representado por desembarques de caída desde distintas alturas fue seleccionado para probar el método.
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Protocol
El experimento se realizó bajo la declaración de Helsinki. Antes de la recogida de datos, el tema revisado y firmado el formulario de consentimiento aprobado por la Junta de revisión institucional de la Universidad antes de participar en el estudio.
1. Protocolo de la proyección de imagen del CT
- Tomar al participante a un centro donde se encuentra un explorador de CT. Antes de la exploración de CT, configure el equipo de CT con los siguientes parámetros: grosor de rebanada CT de 0,625 mm, CT campo de visión de 15 cm x 15 cm y auto ajuste para parámetros de kilo-tensión de pico (kVp) y Ma-segundos (mAs) utilizando el algoritmo de la máquina.
- Pregunte al participante a acostarse en una mesa que se desliza en un ring en el tomógrafo. Pregunte al participante a permanecer muy quieto durante la exploración del CT. Analizar cada pierna por separado desde el calcáneo a través del extremo distal del fémur.
- Al finalizar la exploración del CT, exportar las imágenes del CT en una imagen digital y comunicaciones en medicina (DICOM) formato. Elija un tamaño de 512 x 512 píxeles (escala de grises).
Nota: El protocolo de imagen de CT dura normalmente menos de 1 h. La dosis de radiación es mínima. No presenta ningún riesgo mayor que el que encuentran durante procedimientos médicos de rayos x normales.
2. Protocolo de medida antropométricas
- Durante la visita de laboratorio, antes de la captura de movimiento, medir la masa corporal del participante (kg), altura (mm), distancia entre las espinas iliacas anterior superior (ASISs) (mm), longitud de las piernas (mm), ancho conjunto de rodilla (mm) y ancho articulación de tobillo (mm).
- Entre la medición de la distancia ASIS: Use un calibrador para medir la distancia lineal entre los ASIS izquierda y derecha ASIS.
- Medida de la longitud de la pierna: utilice una cinta de medir para medir la distancia lineal el ASIS y maléolo medial para las piernas.
- Medida de la anchura conjunto de la rodilla: Use un calibrador para medir la distancia lineal entre el epicóndilo lateral y medial del fémur de ambas rodillas.
- Medición de ancho articulación de tobillo: Use un calibrador para medir la distancia lineal entre el maléolo lateral y medial para las piernas.
Nota: El inter ASIS distancia, ancho de longitud, rodilla y tobillo de la pierna se utilizan para construir un modelo de sujeto en un software de Biomecánica (véase Tabla de materiales) para llevar a cabo cálculos cinemáticos y cinéticos.
3. Protocolo de captura de movimiento
Nota: Ver Tabla de materiales para todo el software y herramientas utilizadas.
- Colocación de marcadores reflectantes
- Lugar 14 mm marcadores reflectantes en el cuerpo del participante en los siguientes hitos óseos anatómicos: procesos de acromion, empalmes esternoclaviculares, base del esternón, proceso posterior de la 10th vértebras torácicas, ASISs, posterior superior ilíaca espinas (PSISs), 1,5 cm por encima de las líneas de articulación lateral de la rodilla, 1,5 cm por encima de las líneas de articulación medial de la rodilla, lateral maléolo, maléolo medial, posteriores talones, bases de los metatarsianos segundo y bases de los metatarsianos quinto.
- Coloque placas plástico semirrígidas con marcador de 4 racimos en los muslos y caña, respectivamente.
Nota: Para un mejor resultado de captura de movimiento, el participante se recomienda estar descalzo y ropa ajustados. Además, el procedimiento de colocación del marcador sigue un protocolo modificado de "Plug-in-marcha"21. Un total de 39 marcadores reflexivos se utilizan para la captura de movimiento y 34 de ellos se unen a la parte inferior del cuerpo.
- Instruir al participante para calentar por caminar en una caminadora motorizada velocidad auto elegido por 5 min.
- Calibración de salas para el procedimiento de captura de movimiento
- La energía en el sistema de captura de movimiento (cámaras de infrarrojos alta velocidad 12) y dos placas de la fuerza. Abra un programa de software de captura de movimiento. Dentro de la ventana principal del programa, abra el panel de 'Recursos'. Haga clic en la ficha de "Sistema" configurar la frecuencia de la cámara a 200 Hz y forzar la frecuencia de la placa a 2.000 Hz.
- Dentro de la ventana principal del programa, abra el panel de 'Herramientas'. Haga clic en el botón de "Preparación del sistema". Haga clic en "Calibrar cámaras". Haga clic en "Inicio". Pregúntele a un personal de investigación para agitar una varita de calibración estándar 5-marcador para realizar una calibración dinámica dentro del espacio de la habitación donde deben realizarse los movimientos de caída de aterrizaje. Haga clic en "Stop" después de 5 s de datos de tubo han sido adquiridos.
- Coloque la varilla de calibración sobre el piso para alinearlos con una esquina de una placa de fuerza con el fin de especificar una ubicación de referencia (origen) para el espacio calibrado. Haga clic en "Configurar volumen origen" en el panel de herramientas de 'preparación del sistema'.
- Preparación de participantes en el programa de software de captura de movimiento
- Dentro de la ventana principal del programa, abra el panel de 'Recursos'. Haga clic en la ficha de "Tema" haga clic en el botón "Crear a un nuevo tema de un esqueleto de etiquetado". Seleccione una plantilla de etiquetado de una lista de archivos de plantilla proporcionados.
- En la ventana 'propiedades', introduzca el nombre del sujeto y los valores de masa corporal (kg) altura (mm), distancia inter-ASIS (mm), longitud de la pierna izquierda y derecha (mm), ancho (mm) de la rodilla izquierda y derecha y tobillo izquierdo y derecho ancho (mm). En el panel de 'Recursos de tema', haga clic en el nombre del tema y haga clic en "Guardar tema".
- Grabar una pose de calibración estática corporal
- Pregunte al participante estar inmóvil en el centro de la sala de calibrado con pies ancho de los hombros mientras extiende las extremidades superiores lateralmente para que todos los marcadores reflectantes en el cuerpo también están expuestos a las cámaras.
- En la ventana principal del programa, abra el panel de herramientas. Haga clic en la pestaña "Preparación del tema". En la sección objeto de captura, haga clic en "Start", registro una moción 3-s prueba que la prueba de calibración estática.
- Procedimiento de determinación de centros de articulación funcionales
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Centro de articulación funcional de la cadera
- Preguntar al participante a pie con una pierna y extender completamente la pierna ligeramente hacia adelante. Instruir al participante para mover la pierna extendida alrededor de la articulación de la cadera en la secuencia siguiente: mover hacia delante y volver a neutral, moverse lateralmente anterior y volver a neutral, moverse lateralmente y volver a neutral, mover posterior-lateral y volver a neutro, mover atrás y volver a neutral y un movimiento de circunducción.
- Dentro de la ventana principal del programa, abra el panel de 'Herramientas', haga clic en la pestaña "Captura". En la sección de captura, haga clic en "Start" grabar una prueba de movimiento para cada movimiento funcional de la cadera.
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Centro mixto de rodilla funcional
- Pregunte a los participantes de pie con una pierna y mantener una 30° cadera hiper-extensión de la otra pierna. Instruir al participante para llevar a cabo una flexión de rodilla de 45° con la pierna sin peso por 5 veces.
- En la sección de 'Captura' del panel 'Herramientas', haga clic en "Start" grabar una prueba de movimiento para cada movimiento funcional de la rodilla.
Nota: El procedimiento conjunto funcional, véase Schwarz, et al. 22
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Centro de articulación funcional de la cadera
- Captura de movimiento de los movimientos de caída de aterrizaje
- Aleatorizar el orden de la utilización de tres diferentes alturas de caída de aterrizaje (26 cm, 39 cm y 52 cm)14.
- Lugar la altura ajustada caja de madera con una superficie superior de 50 x 50 cm2 en el piso cubierto por una alfombra de goma. La caja de madera es de 11 cm de los bordes de las placas de la fuerza. Pregunte a los participantes a colocarse en la superficie de la caja.
- Instruir al participante para ampliar su pie dominante frente a la caja y desplazar su peso hacia adelante y bajar de la caja. Pregunte al participante a la tierra con ambas piernas en el suelo al mismo tiempo con cada pie sobre una placa de fuerza independiente.
- Pregunte a los participantes a permanecer de pie hasta que se complete la captura de movimiento de la prueba. Repetir la captura de movimiento tres veces para recoger tres ensayos de movimiento para cada altura.
- Procesamiento de datos de captura de movimiento
- Abra un programa de software de captura de movimiento. Dentro de la ventana principal del programa, vaya al panel de 'Comunicaciones'. Haga clic en la ficha "Gestión de datos" Seleccione uno de los ensayos de movimiento grabado y abrirlo en el programa.
- En el panel de 'Herramientas', haga clic en la pestaña de "Tubería". En la lista de 'Tubería actual', seleccione la tubería de "Reconstruir". Haga clic en el botón "Ejecutar" para iniciar el proceso de reconstrucción para obtener trayectorias de tres dimensiones (3D) de los marcadores reflectantes.
- En el panel de 'Herramientas', selecciona la pestaña "Etiqueta/editar". En la sección 'Manual etiquetado', seleccione marcador los nombres y las correspondientes trayectorias 3D la etiqueta. Haga clic en "Guardar" botón de la barra de herramientas cuando de etiquetado se ha completado.
- En el panel de 'Herramientas', haga clic en la pestaña de "Tubería". En la sección de 'Operaciones disponibles', seleccione "Exportar archivo". Haga doble clic en "Export C3D tubería". Haga clic en el botón "Ejecutar" para exportar el ensayo movimiento procesado en un archivo de formato de coordenadas de las tres dimensiones (C3D).
- Análisis Biomecánico de los datos de captura de movimiento
- Abrir un programa de software de Biomecánica para proceso posterior los datos de captura de movimiento. En el menú superior, haga clic en "Archivo" y haga clic en el botón "Abrir/agregar". Seleccione los archivos raws de C3D para importar en el programa de software de biomecánica.
- En el menú superior, haz clic en "Modelo". Haga clic en "crear (Añadir archivo de calibración estática)". En el submenú, seleccione "Modelo híbrido de C3DFile". Seleccione y abra el archivo de C3D de calibración estática.
- En el menú superior, haz clic en "Modelo". En la lista desplegable, haga clic en "Aplicar plantilla de modelo". Seleccione y abra un archivo de plantilla de modelo. Haga clic en la pestaña "Modelos" en la barra de herramientas. Haga clic en la pestaña "Tema datos / indicadores". Dentro de la ventana 'Datos del sujeto', modificar los valores de 'Masa' y 'Altura' para hacer el modelo de temas específicos.
- Haga clic en la pestaña "Modelos" en la barra de herramientas. Haga clic en el botón "Modelo constructor Post procesamiento avanzado" de la barra de menú superior. En la ventana emergente de la "modelo generador de Post procesamiento avanzado", haz clic en la ficha de "Articulaciones funcionales" seleccione "añadir movimiento archivo de espacio de trabajo".
- Seleccione los archivos de centro funcional de la articulación C3D. Resalte un archivo conjunto funcional importado. Destacar un conjunto funcional que empareja el archivo. Utilice el "Establecer inicio al actual marco" y "Establecer final al actual marco" para seleccionar las porciones apropiadas de la prueba propuesta. Haga clic en el botón "Calcular comprobar señales". Repita este proceso para calcular centros de articulación funcionales para refinar el modelo esquelético.
- Haga clic en el botón de "Modelo" en la barra de menú superior. Seleccione "Asignar modelo a archivos de movimiento". En la ventana emergente de la "asignar modelos para datos de movimiento", aplicar el modelo esquelético de temas específicos para todos los ensayos de movimiento.
- Haga clic en el botón de "Tubería" de la barra de herramientas. En la ventana emergente de la"tubería", pulse el botón de "Tubería abierta". Seleccione la "tubería filtrante de objetivos". Haga clic en el botón "Ejecutar tubería" para realizar un filtro de Butterworth pasabajas de cuarto orden con frecuencia de corte de 10 Hz en trayectorias 3D de los ensayos de captura de movimiento.
- Haga clic en el botón de "Tubería" de la barra de herramientas. En la ventana emergente de la"tubería", pulse el botón de "Tubería abierta". Seleccione la "tubería filtrante de fuerzas". Haga clic en el botón "Ejecutar tubería" para realizar un filtro de Butterworth pasabajas de cuarto orden con frecuencia de corte de 60 Hz en las fuerzas de reacción del suelo de los ensayos de captura de movimiento.
- Haga clic en el botón "Configuración" de la barra de menú superior. Colocar marcas de verificación junto a "Uso procesados análogos para tierra reacción fuerza cálculos" y "Procesar objetivos para segmento/modelo/LinkModelBased artículos de uso".
- Haga clic en el botón de "Tubería" de la barra de herramientas. En la ventana emergente de la"tubería", pulse el botón de "Tubería abierta". Seleccione la tubería "modelo base de cálculo del". Haga clic en el botón "Ejecutar tubería" para realizar cálculos de la parte inferior del cuerpo común cinemática y cinética.
- Haga clic en el botón de "Tubería" de la barra de herramientas. En la ventana emergente de la"tubería", pulse el botón de "Tubería abierta". Seleccione la tubería "Exportación C3D coordina". Haga clic en el botón "Ejecutar tubería" para exportar las coordenadas 3D procesadoras de la parte inferior del cuerpo los marcadores visuales en un archivo de C3D.
- Haga clic en el botón de "Tubería" de la barra de herramientas. En la ventana emergente de la"tubería", pulse el botón de "Tubería abierta". Seleccione la tubería de "Exportación de fuerzas de la reacción del suelo". Haga clic en el botón "Ejecutar tubería" para exportar la reacción de la tierra 3D procesado las fuerzas en un archivo binario (extensión del archivo: MAT).
Nota: Para mantener los picos de alto impacto durante los aterrizajes, una frecuencia de corte de 60 Hz se utiliza para filtrar la tierra cruda reacción fuerza datos23.
- Preparación de datos de captura de movimiento para las simulaciones de computadora
- Abra un software de programación de computadoras. Importar el archivo de datos filtrado de C3D y el archivo de datos MAT.
- Exportar un archivo de texto que contienen coordenadas de centro mixto de la parte inferior del cuerpo. Convertir el archivo de datos de C3D y el archivo de datos MAT en archivos de texto (extensión del archivo: slf) para el uso de un programa de simulación dinámica de sistemas multicuerpo.
4. tema específico procedimiento de modelado
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Crear modelo esquelético de la parte inferior del cuerpo
- Abra el multicuerpo programa de software de simulación dinámica con el cuerpo humano modelado plug-in instalado. Durante este proceso, el cuerpo humano módulo plug-in de modelado se abre automáticamente. En la pantalla de bienvenida, haga doble clic en el icono de "Nuevo modelo" para abrir el modelo de panel de control del edificio.
- En el panel principal del modelado, en la sección de "Biblioteca de base de datos antropométrica", elegir el cuerpo genérico (GeBOD) de la lista desplegable. En el panel principal del modelado, especificar la masa corporal (kg), altura (mm), el género y edad (meses).
- En el panel principal del modelado, en la sección "Configuración del cuerpo", haga clic en el botón de radio "Parte inferior del cuerpo". En la lista desplegable de "Unidades", seleccione "Milímetro kilogramo Newton". En el panel de modelado principal, haga clic en el botón "Aplicar" en la sección "Create Table de la medición del cuerpo" para aceptar las medidas del cuerpo. Continuar Haz clic en el botón "Aplicar" en la sección "Crear segmentos humanos" para crear un modelo base esquelético de la parte inferior del cuerpo.
Nota: Este modelo tiene una escala basado en la altura del individuo, masa, edad y género. El modelo consiste en siete segmentos: una pelvis, dos muslos, dos espigas y dos patas (figura 1). Todos los segmentos se han diseñado como cuerpos rígidos.
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Modelado de las articulaciones de la parte inferior del cuerpo
- En el panel principal del modelado, de la lista de desplegable del menú principal, seleccione "Articulaciones" para abrir el panel de configuración de Unión.
- En el panel de configuración de Unión, en la sección de "Elementos comunes de rotación", haga clic en el botón al lado de la "preparación de modelo con grabación juntas". En la sección de "Primavera amortiguadores y conjunto límites propiedades", introduzca los siguientes parámetros: rigidez articular Nominal de 1 ° Nmm, amortiguación conjunto Nominal de 0.1 ° Nmm∙s, rigidez articular de la parada de 3.38E7 ° Nmm. Continuar seleccione "Pierna izquierda" y "Pata derecha" activando los botones junto a los nombres. Haga clic en el botón "Aplicar" para aceptar las configuraciones comunes.
- En el panel principal del modelado, de la lista desplegable del menú principal, seleccione "Flujo". De la lista desplegable del submenú, seleccione "Paso" y "Calibrar". En la sección "Conjunta de centro de datos", escriba archivo de centro mixto de la parte inferior del cuerpo del participante.
- Haga clic en el botón "Cargar" para importar los datos para modificar la ubicación de centros de articulación. En la sección "Carga estática juicio", entrar en el ensayo de captura de movimiento de calibración estática (formato de archivo de slf, generación descrito en pasos 3.8-3.10). Haga clic en el botón "Cargar" para importar el archivo para parametrizar el modelo esquelético inferior del cuerpo.
Nota: Por defecto, las articulaciones de la cadera están configuradas como articulaciones esféricas con tres grados de libertad, empalmes de la rodilla están configurados como revoluto juntas con un grado de libertad, y las articulaciones de tobillo están configuradas como juntas con dos grados de libertad.
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Modelado de los músculos esqueléticos
- En el panel principal del modelado, de la lista desplegable del menú principal, seleccione "Tejidos blandos". De la lista desplegable del submenú, seleccione "Crear Set de tejido de Base". En la sección "Elementos CONTRÁCTILES del músculo", haga clic en "Preparar con grabación músculo elementos del modelo".
- En la sección "GLOBAL grabación elemento muscular propiedades", haga clic en el botón de la"actualización 45 muscular".
- En la sección "Propiedades globales de grabación elemento muscular", aceptar la siguiente configuración predeterminada para las propiedades del músculo: rigidez pasiva de 0.4448 N/mm, amortiguación pasiva de 1.75 E-2 Ns/m m, muscular descanso carga cheque N. 0.4448 los botones de "Pierna izquierda" y "Pierna derecha" de las asignaciones de músculo. Haga clic en el botón "Aplicar" para aceptar las configuraciones.
Nota: El sistema muscular de pierna 45 incluye los músculos siguientes: aductor Brevis, longus del aductor de, aductor Magnus (tres grupos), bíceps femoral cabeza larga, bíceps femoral cabeza corta, Digitorum del Extensor, Extensor del dedo gordo, Flexor Digitorum, Flexor del dedo gordo, Gastrocnemio, Gemellus, Maximus del glúteo (tres grupos), glúteos medios (tres grupos), glúteo mínimo (tres grupos), Gracilis, tendón de la corva, Iliacus, gastrocnemio Lateral, gastrocnemio Medial, Pectineus, Peroneus Brevis, Longus del Peroneus, peroneo Tertius, piriforme, Psoas, cuadriceps femoral, músculo recto Femoris, Sartorio, semimembranoso, semitendinoso, sóleo, Tensor Fasciae Latae, tibial Anterior, tibial Posterior, intermedius del Vastus, Vastus Lateralis, Vastus Medialis.
5. Multi-cuerpo dinámica simulaciones
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Realizar simulación cinemática inversa
- En el panel principal del modelado, de la lista desplegable del menú principal, seleccione "Flujo". De la lista desplegable del submenú, seleccione "Paso" y "Juicio". En la sección "Datos de los ensayos dinámicos", introduzca el nombre de un ensayo de captura de movimiento dinámico (en formato de archivo de slf) y haga clic en el botón "Cargar" para importar los datos. Seguir entrar en la fuerza de reacción de suelo correspondiente los datos del archivo (en formato de archivo de slf) y haga clic en el botón "Cargar" para importar los datos.
- En el panel principal del modelado, de la lista desplegable del menú principal, seleccione "_Analyze". Ejecutar el análisis volver a parametrizar para ajustar la postura de la modelo para que coincida con la postura al principio de la prueba dinámica.
- Abra el panel de simulación. Deshabilitar los efectos de la gravedad y tierra las fuerzas de reacción. Elegir el ensayo movimiento toda la longitud de la simulación.
- Especificar un paso de tiempo de simulación de 100 pasos/s. realizar una simulación cinemática inversa impulsada por los datos de captura de movimiento. Guardar el análisis de simulación cinemática inversa.
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Crear a un agente de seguimiento de movimiento
- Abra el panel de creación de agente de rastreador de movimiento. Acepte el nombre predeterminado de tracker: MA_Track.
- Establecer la rigidez traslacional y rotacional rigidez como 10 N/mm y 1.000 ° Nmm, respectivamente. Establecer la amortiguación traslacional y rotacional de amortiguación como 10 Ns/m m y 1.000 ° Nmms, respectivamente. Establecer los grados de libertad traslacionales y rotacionales como conducido.
- Tenga en cuenta. Como sólo el modelo de la parte inferior del cuerpo se utiliza para la simulación dinámica hacia adelante, un rastreador de movimiento es necesario a cuenta de la inestabilidad debido a la falta de movimiento de la parte superior del cuerpo.
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Músculos de la pierna de entrenamiento
- Abra el panel de configuración de los tejidos blandos. Elige circuito cerrado Simple para el modelo de músculo. Definir los siguientes parámetros para el modelo de músculo: ganancia proporcional de 1.0E6, la ganancia Integral de 1.0E6 y derivado de la ganancia de 1.0E4.
- Seleccione los análisis de simulación cinemática inversa para ser el objetivo de la formación de músculo. Aplicar el entrenamiento de los músculos.
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Importar una tibia flexible
- Abra el panel de importación de cuerpo Flexible. Realizar el mapeo de alineación con tres fabricantes conocidos y sus nodos correspondientes en la superficie de la tibia flexible.
- Elegir la tibia rígida para ser reemplazado por la tibia flexible. Seleccione el archivo de la fuerza multinacional que representa la tibia flexible. Seleccione el archivo de asignación de músculo accesorio para reinstalar los músculos de la pierna a la tibia flexible. Importar la tibia flexible en el modelo músculo-esquelético.
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Realizar simulación dinámica hacia adelante con la tibia flexible en lugar
- Abra el panel de simulación. Activar los efectos de la gravedad y tierra las fuerzas de reacción. Desactive los efectos de los agentes del movimiento.
- Optar por utilizar la simulación para la longitud del movimiento entero juicio. Conjunto paso de tiempo de simulación de 100 pasos/s. ejecutar una simulación dinámica hacia adelante impulsada por los músculos entrenados. Guardar el análisis dinámico hacia adelante.
6. crear un modelo Flexible de la Tibia
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Creación de un modelo de malla de superficie 3D
- Abra un programa de procesamiento de imagen. Rebanadas de CT de importación en el formato DICOM. Crear una máscara utilizando el método creciente región para separar el tejido óseo de los tejidos blandos circundantes.
- Búsqueda para rebanadas de TAC donde se conectan la tibia y el peroné. Separa la tibia y el peroné por borrar la máscara a lo largo de la conjunción de los dos huesos.
- Crear una segunda máscara utilizando la región creciente método para incluir sólo el hueso de la tibia. Pasar las rodajas de CT para destapar las cavidades existentes en la máscara de la tibia. Llenar las cavidades en la máscara. Crear un objeto 3D tibia basándose en la máscara de la tibia. Exportar el objeto 3D tibia como un archivo en formato de intercambio de dibujo (DXF).
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Creación de un modelo de tibia de elementos finitos
- Abra un programa de software de análisis de FE. Importar el archivo de modelo 3D de la tibia con la extensión DXF.
- Realizar el comando de barrido para eliminar elementos duplicados y nodos. Ejecutar el comando volumen de malla para crear un modelo de tibia de FE con elementos hexagonales de 3 mm x 3 mm x 3 mm. asignar las siguientes propiedades del material a todos los elementos: módulo de Young de 17 GPa, relación de Poisson de 0.3 y la densidad de 1.9E-6 Kg/cm3.
Nota: Propiedades de los materiales son asignadas a cada elemento con la suposición de que el tejido óseo es isotrópico dentro de las gamas de tensión experimentada por el hueso durante movimientos dinámica24,25,26.
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Crear un modelo flexible de la tibia
- En el panel de control principal, haga clic en la ficha "Geometría y malla" seleccione "geometría y malla". En la ventana emergente "Geometría y malla", en la sección de "Malla", haga clic en "Agregar nodos" para crear dos nuevos nodos para representar los centros de las articulaciones de la rodilla y el tobillo.
- En el panel de control principal, haga clic en la ficha de "Enlaces" seleccione RBE2. En la ventana emergente de RBE2, crear conexiones de enlace de elemento de cuerpo rígido 2 tipo (RBE2) entre los nodos común y superficial en las superficies de la rodilla y el tobillo.
- En el panel de control principal, haga clic en la ficha "Condiciones de contorno". En la sección "Condiciones de contorno", haga clic en el botón "Nuevo". Seleccione "Nodos de DOF_Set". En la ventana emergente "Propiedades de la condición de frontera", crear una condición de límite mediante la asignación de seis grados de libertad para cada uno de los dos nodos de articulación RBE2.
- En el panel de control principal, haga clic en la pestaña de "Loadcases". En la sección "Loadcases", haga clic en "Nuevo", seleccionar "Craig Adams-Bampton"19. En la ventana emergente "Propiedades Loadcase", haga clic en "DOF-conjunto de nodos". Seleccione la dofset_nodes creado en el paso anterior.
- En el panel de control principal, haga clic en la pestaña "Empleos". En la sección "Trabajos", haga clic en "Nuevo". Seleccione "Estructural". En la ventana emergente "Propiedades de trabajo:", seleccione la loadcase creado en el paso anterior. Haga clic en el botón "Resultados del trabajo". En la ventana emergente de "Resultados", seleccione "Estrés" y "Tensión". También seleccionar "Kilogramo" para la Misa, "Newton" para fuerza, "Milímetro" para largo y "Segundo" por vez. Haga clic en el botón "Ejecutar".
- En la ventana emergente de "Trabajo de ejecutar", haga clic en el botón "Enviar" para enviar el trabajo para una simulación de la FE y crear el fichero neutral modal (multinacional) de la tibia16.
7. tensión análisis de datos
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Exportar datos de deformación del hueso
- Abra el postprocesador del programa de simulación de sistemas multicuerpo. Cargar el programa plug-in de durabilidad.
- Abra la simulación con la tibia flexible haciendo clic en el nombre de la simulación. Exportación de las tensiones principales máximas y mínimas y tensión de esquileo máxima de los nodos que representan el aspecto antero-medial de la diáfisis tibial mediados.
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Datos de procesamiento de crudo de la cepa
- Abrir una programación de software para procesamiento de datos. Importar datos de crudo de la cepa. Un cuarto orden-Butterworth filtro de paso bajo se aplican a los datos en bruto con una frecuencia de corte de 15 Hz.
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Representative Results
Un saludable varón caucásico (19 años, 1.800 mm de masa 80 kg) se ofreció como voluntario para el estudio. Antes de la recogida de datos, el tema revisado y firmado el formulario de consentimiento aprobado por la Junta de revisión institucional de la Universidad antes de participar en el estudio. El experimento se realizó bajo la declaración de Helsinki. El experimento se realizó según el siguiente protocolo.
Con el fin de verificar la exactitud de la simulación dinámica hacia adelante, parte inferior del cuerpo ángulos de las juntas de la simulación fueron comparados con los ángulos de las juntas correspondientes medidos de los datos de captura de movimiento procesados por un programa de análisis de la biomecánica. Un software de análisis estadístico se utilizó para calcular coeficientes de correlación cruzada de las comparaciones. El cálculo de la correlación cruzada permitió 10 pijas en direcciones positivas y negativas. Cada lag correspondió a un tiempo de paso en la simulación dinámica hacia adelante (0,01 s). Se identificaron los máximos coeficientes de correlación cruzada.
Inspección visual de la figura 2, figura 3y figura 4 se muestra las similitudes entre los ángulos de las juntas producidas con los datos experimentales y los datos de simulación. Se encontraron fuertes coeficientes de correlación cruzada entre los ángulos comunes experimentales y simulación en cero lag (tabla 1).
Las tensiones de pico en la región antero-medial del eje medio tibial durante el aterrizaje de tres alturas se presentan en la tabla 2. Entre el aterrizaje de tres alturas, 52 cm condición de aterrizaje demostraron el mayor principal máxima del pico principal mínimo pico y tensiones de esquileo máxima pico. Además, se observó que, como la altura de la gota aumentada, las cepas principales máxima de pico mayor.
Figura 1: modelo músculo-esquelético temas específicos creado en el presente estudio. Este modelo músculo-esquelético cuerpo inferior incluye seis segmentos rígidos (pelvis, fémur derecho e izquierdo, tibia izquierda y pies izquierdos y derecho) y una flexible tibia (tibia derecha). 90 músculos de las piernas se unen al modelo. Para efectos de visualización, cada músculo está representada por una línea de color coral. Centros conjunta están representados por bolas azul luz inferiores derecho bolas cuerpo y púrpura para la parte inferior izquierda del cuerpo. Haga clic aquí para ver una versión más grande de esta figura.
Figura 2: conjunto de comparaciones de ángulo (en grados) entre el movimiento experimental de captura de datos y simulación gota-aterrizaje de altura 26 cm. Líneas sólidas representan ángulos conjuntos calculados con datos de captura de movimiento experimental. Las líneas punteadas representan ángulos común producidos por los datos de la simulación dinámica de sistemas multicuerpo. Las líneas verticales representan momentos de impacto. Haga clic aquí para ver una versión más grande de esta figura.
Figura 3: conjunto de comparaciones de ángulo (en grados) entre el movimiento experimental de captura de datos y simulación caída de aterrizaje de 39 cm de altura. Líneas sólidas representan ángulos conjuntos calculados con datos de captura de movimiento experimental. Las líneas punteadas representan ángulos común producidos por los datos de la simulación dinámica de sistemas multicuerpo. Las líneas verticales representan momentos de impacto. Haga clic aquí para ver una versión más grande de esta figura.
Figura 4: conjunto de comparaciones de ángulo (en grados) entre el movimiento experimental de captura de datos y simulación gota-aterrizaje de altura 52 cm. Líneas sólidas representan ángulos conjuntos calculados con datos de captura de movimiento experimental. Las líneas punteadas representan ángulos común producidos por los datos de la simulación dinámica de sistemas multicuerpo. Las líneas verticales representan momentos de impacto. Haga clic aquí para ver una versión más grande de esta figura.
| Droplanding Heights | ||||||
| 26 cm | 39 cm | 52 cm | ||||
| Articulaciones de la parte inferior del cuerpo | Coeficiente de correlación cruzada | Lag | Coeficiente de correlación cruzada | Lag | Coeficiente de correlación cruzada | Lag |
| Tobillo | 0.998 | 0 | 0.998 | 0 | 0.999 | 0 |
| Rodilla | 1 | 0 | 1 | 0 | 1 | 0 |
| Cadera | 0.999 | 0 | 1 | 0 | 1 | 0 |
Tabla 1: coeficientes de correlación cruzada y rezagos de comparaciones entre los ángulos de las juntas producidas basadas en datos de captura de movimiento y ángulos de las juntas producido a partir de datos de simulación. Un ensayo en cada altura se utilizó para las comparaciones. Cero lag no indica ninguna diferencia en el tiempo cuando los ángulos de las juntas se produjeron entre los dos enfoques.
| Droplanding Heights | |||
| Cepa de hueso (µstrain) | 26 cm | 39 cm | 52 cm |
| Máximo Principal | 1160 | 1270 | 1410 |
| Mínimo Principal | -659 | -598 | -867 |
| Esfuerzo cortante máximo | 893 | 870 | 1140 |
Tabla 2: hueso de Tibia de cepas en el aspecto antero-medial del eje medio tibial durante caída de aterrizaje de tres alturas diferentes. Máximo principal, capital mínimo y las tensiones de esquileo máxima se presentan.
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Discussion
El propósito de este estudio fue desarrollar un método no invasivo para determinar la deformación de la tibia durante las actividades de alto impacto. Cuantificación de la tensión de la tibia debido a carga de impacto dará lugar a un mejor entendimiento de la fractura de estrés de la tibia. En este estudio, se desarrolló un modelo de aparato locomotor de temas específicos y simulaciones de computadora se ejecutan para duplicar los movimientos de caída de aterrizaje realizados en un entorno de laboratorio. Se examinó el efecto de la altura de caída de aterrizaje en tensión tibial. En este estudio, que observamos como el aterrizaje de caída de altura aumentó, también lo hicieron las cepas principales máximo pico. También, entre las condiciones de aterrizaje de tres, la condición de 52 cm resultó en el mayor principal máxima del pico principal mínimo y tensiones de esquileo máxima.
Datos limitados en vivo están disponibles en la literatura en relación con el efecto de la gota-aterrizaje en la tensión de la tibia. Milgrom et al., divulgó la tensión principal máxima desde 896-1.007 µstrain durante los aterrizajes de tres alturas diferentes (26, 39, 52 cm)14. Ekenman et al. divulgó una tensión promedio de 2.128 µstrain durante el aterrizaje de una altura de 45 cm13. La tensión principal máxima de las simulaciones de computadora fueron entre 1.160-1.410 µstrain durante el aterrizaje de tres alturas diferentes (26, 39, 52 cm), que fueron superiores a los reportados por Milgrom et al. , pero fueron menores a lo reportado por Ekenman et al. 13 , 14
Las siguientes razones pueden contribuir a la diferencia de tensión entre los estudios actuales y anteriores. Existen diferencias en primer lugar, demográficas entre los temas en este y los estudios anteriores. Se utilizó a un sujeto masculino físicamente activo. Estudio de Ekenman incluyó un tema femenino13. Estudio de Milgrom incluyó tanto machos como hembras y divulga las cepas promedio14. En segundo lugar, calzado puede desempeñar un papel en las diferencias de tensión del hueso. Lanyon et al estudiaron el efecto de calzado en cepas tibiales, hallaron que caminar y correr descalzo dio lugar a ejercer más presión en comparación con usar zapatos12. El estudio actual utilizó un protocolo de barefoot landing, los valores de tensión calculados fueron mayores que las de Milgrom et al. estudio, que utiliza un protocolo de aterrizaje con zapatillas estándar14. En tercer lugar, alteraciones en la estrategia de aterrizaje también pueden influir la tensión tibial. En el presente estudio, fue posible que el sujeto puede elegir una estrategia como la cada vez mayor flexión de tronco para ayudar a reducir el impacto al aumenta la altura de caída de aterrizaje. Esta estrategia podría ayudar a proteger la tibia de grandes tensiones. Milgrom et al también sugirió una posible estrategia de protección utilizada por sus temas14. En cuarto lugar, podría haber una ligera diferencia en lugares donde se controló la tensión tibial. Nuestro estudio examina la tensión ósea en el aspecto antero-medial del eje tibial media. En Milgrom et al., las cepas fueron registradas de la región medial del eje tibial medio14. El plano sagital momento flector en la tibia durante el aterrizaje puede resultar en alta tensión principal máxima en lugares cerca de las regiones anteriores del eje tibial. Sin embargo, los resultados de tensión parecen ser comparables a los resultados de estudios previos y caen en el rango de tensión (400-2.200 µstrain) reportado por ésos en vivo estudios10,13,14.
Los valores de tensión tibial obtenidos de este enfoque no invasivo están influenciados por la precisión del modelo músculo-esquelético. Se realizaron correlaciones cruzadas para examinar los datos de ángulo común experimental y simulación informática durante los aterrizajes de la gota. Se encontraron fuertes coeficientes de correlación entre los datos medidos experimentalmente y simulación informática. Esto indica que el modelo de específicos del tema desarrollado en este estudio puede replicar razonablemente los movimientos de caída de aterrizaje. Además, las cepas tibiales reportadas en este estudio fueron muy por debajo de 3.000 µstrain, que confirma la asunción derivado de otros estudios que la deformación del hueso tibia es lineal durante aterrizajes de gota14,15. Así, con los datos calculados de tensión en el rango lineal y excelentes repeticiones de patrones de movimiento del aterrizaje, se concluye que los datos de tensión obtenidos de este enfoque no invasivo fueron razonablemente exactos. Además, el estudio actual sólo reclutó un tema para examinar la tensión ósea durante los aterrizajes de la gota. Los estudios futuros podrían examinar si existe una relación entre dosis y respuesta entre alturas de caída de aterrizaje y las tensiones del hueso tibia utilizando un tamaño de muestra grande.
La importancia de este estudio es presentar un innovador método no invasivo de medir la deformación del hueso. Este enfoque no invasivo trata las limitaciones asociadas con la convencional en vivo medición calibrador de tensión, que no podría ser aplicada a una muestra grande de sujetos humanos. Además, el método propuesto actual enfrenta limitaciones asociadas con un método no invasivo previamente divulgados16,17, que fue afectado mediante el uso de datos cinemáticos limitados a las simulaciones y sólo era conveniente para estudio de movimientos de tierra bajo impacto como caminar. Como las fracturas de estrés de tibia permanecen altas en la población atlética y militar, es fundamental para estudiar el efecto de las actividades físicas de alto impacto (por ejemplo, correr, saltar y corte) sobre las respuestas del hueso tibial. El actual enfoque no invasivo innovador parece ser una solución factible para la realización de estos estudios. Esto arrojará luz en el desarrollo de protocolos de entrenamiento físico adecuado para atletas y reclutas militares para reducir las lesiones de estrés de tibia. Además, este innovador método no invasivo presenta una oportunidad para evaluar las cepas de hueso en otros huesos inaccesibles con indicadores implementados como el fémur y el navicular.
Cuestiones importantes relacionadas con esta medida de presión no invasiva del hueso deben ser tratadas aquí. En primer lugar, un modelo genérico de musculoesquelético de parte inferior del cuerpo se crea basado en edad, género, masa corporal y estatura del individuo mediante el uso de la base de datos de GeBOD27. Medido experimentalmente ubicación espacial de centros conjuntos inferior del cuerpo se utiliza para refinar el modelo de aparato locomotor. En comparación con el modelo genérico, este enfoque de los modelado de temas específicos presenta un mejor modelo músculo-esquelético de la estructura física de la persona. Los estudios futuros podrían considerar desarrollando un modelo de aparato locomotor de todo el cuerpo para el movimiento de la parte superior del cuerpo durante simulaciones dinámicas multicuerpo.
En segundo lugar, hay 45 músculos asignados a cada pata en el modelo. Orígenes e inserciones de los músculos son anatómicamente determinado27. Un algoritmo simple de lazo cerrado se utiliza para administrar la producción de fuerza de cada músculo. Específicamente, el cambio de la historia de longitud del músculo durante el movimiento dinámico como el aterrizaje se registra a través de la simulación cinemática inversa. Cuando se ejecuta la simulación dinámica hacia adelante, un controlador PID fue asignado a cada músculo y utilizan para regular la fuerza muscular necesaria para el duplicado de la historia de longitud muscular registrada anteriormente. Este algoritmo simple de lazo cerrado produce excelentes resultados en cinemática conjunto de replicación. Sin embargo, este enfoque no tiene en cuenta para la coordinación neuronal entre los músculos con funciones similares y no podría explicar Co contracciones de antagonistas. Futuros trabajos pueden considerar usar un modelo de músculo basado en colina, que consiste en un elemento contráctil activo (CE) y un elemento elástico pasivo (PE). El modelo de Hill integra fuerza-velocidad del músculo y relaciones de fuerza-longitud para producir tensión. La fuerza muscular calculada entonces puede ser comparada con datos EMG para la validación.
En tercer lugar, se crea un modelo de tibia de temas específicos de imágenes de CT para representar la verdadera geometría del hueso tibia bajo investigación. Mientras que la proyección de imagen de TC es el método principal para obtener la verdadera geometría del hueso tibia, otras técnicas de imagen como la resonancia magnética (MRI) pueden utilizarse para producir el modelo de tibia de temas específicos. También, el actual protocolo de modelación asume la propiedad del material de la tibia sea isotrópico. Un valor de densidad genérica de 1.9E-6 kg/cm3 y el módulo de un joven solo 17 GPa se asignan a todos los elementos de FE tibiales. Los estudios futuros pueden considerar obtener valores de densidad de todas las regiones en la tibia. Esto puede hacerse introduciendo un espectro calibrado durante la exploración del CT. La densidad ósea puede entonces ser calculada en unidades de Hounsfield de CT. Módulo de Young del tejido óseo puede ser más calcula basándose en datos de densidad. Asignación de propiedades de los materiales específicos del tema para el modelo de FE tibia producirá hueso más realista resultados de tensión a través de simulaciones.
En cuarto lugar, un análisis modal de la FE se utiliza para calcular las tensiones del hueso. Durante este análisis modal, se computan respuestas en frecuencia para cargas mecánicas (fuerzas lineales y angulares) impuso a las articulaciones de la rodilla y el tobillo. Una tibia flexible representada por un archivo de la fuerza multinacional se genera a partir del análisis modal de la FE. Esta tibia flexible es introducido al modelo musculoesquelético tema-específicas para reemplazar la tibia rígida correspondiente. Durante la simulación dinámica de avance posterior, deformación de la tibia flexible en cada paso de tiempo se cuantifica. En comparación con el análisis tradicional de la FE, que computa la respuesta mecánica de un objeto de FE de miles de grados de libertad (en miles de elementos y nodos) en cada paso de tiempo del movimiento, este método de análisis modal trata con menos número de grados de libertad dentro del dominio de la frecuencia (p. ej., 12 de las condiciones de carga de las articulaciones de rodilla y tobillo). Con el método de análisis modal, el tiempo de cálculo se reduce significativamente de varias horas o días a menos de 1 h en una simulación típica. Además de la ventaja de consumir menos tiempo de ordenador, método de análisis modal es ideal para computación pequeña deformación (< 10%) experimentado por las estructuras rígidas como el tejido óseo.
Por último, hay que abordar aquí las ventajas del enfoque no invasivo actual sobre un método previamente divulgados16,17 . A) nuestro modelo músculo-esquelético se refina para poseer más precisos centros conjuntos inferior del cuerpo, que se producen a través de la evaluación funcional22. Sin embargo, el método anterior define centros conjunta para el modelo basado en el plug-in marcha procedimiento21 con la ayuda de la utilización de un número limitado de marcadores visuales. B) este modelo incorpora los 45 músculos de cada pierna en comparación con sólo 12 músculos utilizados en el modelo anterior. Aumentar el número de músculos de la pierna en el modelo de aparato locomotor podría mejorar la calidad de la simulación. C) durante la simulación cinemática inversa, el modelo músculo-esquelético es impulsado por un conjunto de marcadores visuales 34 colocado en la parte inferior del cuerpo, que permite mejor duplicación del movimiento real. En contraste, el enfoque anterior sólo utiliza 16 marcadores para conducir la simulación misma, y esto puede introducir errores numéricos en la simulación. D) durante la simulación dinámica hacia adelante, la real tierra de impacto se aplican fuerzas a este modelo músculo-esquelético para simular el movimiento. Sin embargo, el método anterior no es capaz de incorporar las fuerzas de impacto de la tierra en la simulación. Sin utilizar el real impacto de fuerzas de tierra durante simulaciones dinámicas hacia adelantados, el método anterior se limita a estudiar las actividades de bajo impacto. Los pasos anteriores que tomamos para mejorar la fidelidad del modelo musculoesquelético tema-específicas parecen ser exitosos para examinar deformación tibial durante el movimiento humano. Además de la incorporación de las fuerzas de impacto tierra verdadera en simulaciones resulta necesario estudiar la deformación del hueso durante las actividades de impacto elevada.
En conclusión, en vivo la deformación ósea de tibia se mide normalmente por el método del calibrador de tinción convencional. Este enfoque se asocia a limitaciones como una naturaleza invasiva, menos voluntarios, áreas analizadas, etc. un nuevo enfoque empleado multicuerpo simulaciones dinámicas con análisis modal fue propuesto en este estudio de la superficie del hueso pequeño cuantificar la deformación de la tibia durante los aterrizajes de la gota. Es evidente que este enfoque puede abordar las limitaciones heredadas de la medición de la galga de tensión convencional. Además, como este enfoque beneficia de uso real experimentales datos cinemáticos y cinéticos, así como temas específicos modelo músculo-esquelético y tibia flexible para realizar la simulación dinámica y análisis modal, representa una mejora enorme en la Protocolo de investigación sobre un método previamente divulgado. Por lo tanto, este enfoque no invasivo utilizando datos específicos del tema para multicuerpo simulaciones dinámicas combinadas con análisis modal podría convertirse en una herramienta prometedora para el estudio de deformación tibial durante el movimiento dinámico. La investigación futura podría emplear este método para el estudio de cepas de hueso durante las actividades de alto impacto para una cohorte grande estudiar mecanismos de lesión de las fracturas por estrés del hueso.
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Disclosures
Los autores declaran que no tienen intereses financieros que compiten.
Acknowledgments
Departamento del ejército #W81XWH-08-1-0587, #W81XWH-15-1-0006; Beca de bola estado Universidad 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. |
References
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