Die Entwicklung und Bewertung eines in

Nov 11, 2023

Wissenschaftliche Berichte Band 13, Artikelnummer: 4423 (2023) Diesen Artikel zitieren

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Das Ziel der vorliegenden Studie war die Entwicklung eines neuartigen aktiven In-vitro-Schultersimulators zur Emulation aller Formen planarer und nichtplanarer Glenohumeralbewegungen mit aktiver Muskelsimulation an Leichenproben oder Schultermodellen und die kritische Bewertung seiner Leistung. Ein physiologischer Schultersimulator, der mit simulierter Muskelkraft angetrieben wird, wurde entwickelt, um dynamisch eine genaue kinematische Steuerung in allen drei Rotationsfreiheitsgraden (DOF) unter physiologischen kinetischen Grenzen zu realisieren. Der Steueralgorithmus des Simulators wurde mithilfe von drei parallel verlaufenden unabhängigen Regelkreisen implementiert, die die Kräfte einzelner Muskeln im jeweiligen DOF regulieren und asynchron in disparaten Sequenzen arbeiten, angepasst an bestimmte Bewegungen (Abduktion, Flexion/Extension und Rotation). Drei Leichenproben wurden verwendet, um die kinematische und kinetische Leistung des Simulators während simulierter Bewegungen zu bewerten. In allen drei untersuchten Rotations-DOFs wurden eine hohe kinematische Genauigkeit (maximale mittlere Abweichung ≤ 2,35° und RMSE 1,13°) und Wiederholbarkeit (maximale und durchschnittliche SD von ≤ 1,21° und 0,67°) beobachtet. Die Zuverlässigkeit aller einzelnen Muskelkräfte, die im Simulator bei planaren und nicht-planaren Bewegungen aktiviert wurden, war im Allgemeinen ausgezeichnet, wobei die 95 %-KIs der ICC-Schätzungen in den meisten Fällen (30/36) > 0,90 lagen. Es wurde ein neuartiger Schultersimulator mit aktiver Muskelsimulation entwickelt und evaluiert. Seine Fähigkeit, Kinematik und Kinetik in einem physiologischen Bereich für alle DOF zu reproduzieren, wurde systematisch für mehrere kinetische und kinematische Ergebnisvariablen bewertet. Der vorgestellte Simulator ist ein leistungsstarkes Werkzeug zur Untersuchung der Biomechanik physiologischer und pathologischer Schultergelenke und zur Bewertung verschiedener chirurgischer Eingriffe. Die Erfassung zuverlässiger Daten zur Gelenkkinetik und Translationskinematik während aktiver Bewegungen ist für die Beurteilung von Schulterpathologien und geeigneten Behandlungen von entscheidender Bedeutung. Wir bieten einen einzigartigen muskelaktivierten physiologischen Schultersimulator an, der die umfassende Erfassung kinematischer und kinetischer Gelenkdaten während wiederholter realistischer planarer und nichtplanarer Bewegungen ermöglicht.

Im Vergleich zur Hüfte, dem anderen großen menschlichen Kugelgelenk, zeichnet sich das Glenohumeralgelenk durch eine einzigartige Geometrie mit begrenzter Kongruenz und einer relativ uneingeschränkten Artikulation aus. Dies ermöglicht einen großen Bewegungsbereich, wobei die Stabilität durch die passiven Stabilisatoren der Kapsel- und Bandstrukturen sowie die aktiven Stabilisatoren der Rotatorenmanschette und der Deltamuskelgruppen gewährleistet wird.1 Dies ist teilweise auf ihre besondere anatomische Struktur und die aktive Stabilisierung der Schulter zurückzuführen ist anfällig für Verletzungen, einschließlich Instabilität, Rotatorenmanschettenriss, Labrumriss und Kapselbandverstauchung2,3,4 Daher ist bei der experimentellen Untersuchung von Schulterpathologien und deren Behandlung mittels biomechanischer Simulatoren die Darstellung der Anatomie und der Funktion der aktiven und Passive Stabilisatoren sind unerlässlich.

Die Erfassung zuverlässiger Daten zur Gelenkkinetik und Translationskinematik, insbesondere bei nichtplanaren Bewegungen, ist in vivo schwierig, wenn nicht unmöglich, aber dennoch von entscheidender Bedeutung für die Beurteilung der funktionellen Auswirkungen von Schulterpathologien und der vorgeschlagenen oder angewandten Behandlungen. Experimentelle (in vitro) biomechanische Tests können das Wissen aus gewonnenen klinischen Tests wie dem Lift-Off-Test und den Tests zur Hyperextension-Innenrotation (HERI) zur Diagnose einer vorderen/unteren Instabilität, der kinetischen Analyse zur Untersuchung der Auswirkungen massiver Rotatorenmanschettenrisse, ergänzen. und die Funktionstests zur Bewertung der umgekehrten totalen Schulterendoprothetik5,6,7 Obwohl die Untersuchung der Schulterbiomechanik in vivo im Allgemeinen die wichtigste Informationsquelle ist, stellen Schwierigkeiten bei der direkten Erfassung kinematischer und anderer Daten eine ernsthafte Einschränkung dar. In-vitro-Kadavermodelle bieten den Vorteil der Anwendung invasiver Verfolgungs- und Messmethoden sowie der Veränderung und Manipulation des Gelenks, wobei ein Großteil der natürlichen Anatomie erhalten bleibt. Daher wurden in den letzten Jahrzehnten mehrere passive und aktive Schultersimulatoren mit dem Ziel gebaut, physiologische und pathologische Kinematiken zu simulieren und die wesentlichen Mitwirkenden zu identifizieren8,9,10,11,12. Der Einsatz passiver Schultersimulatoren ohne aktive Muskelsimulation ist weitgehend eingeschränkt zur Erforschung von Fragestellungen im Zusammenhang mit den stabilisierenden Weichteilen des Gelenks. Dennoch haben frühere Studien gezeigt, wie wichtig die Muskulatur für die Schaffung und Aufrechterhaltung der glenohumeralen Stabilität bei aktiven Gelenkbewegungen ist. Aus diesem Grund wurden aktive Schultersimulatoren mit dem Ziel entwickelt, die periartikulären Muskeln darzustellen, mit dem Ziel, dynamische Gelenkbewegungen realistisch zu reproduzieren13,14. Ein frühes repräsentatives Modell eines muskelbetriebenen Simulators wurde von Wuelker et al. entwickelt. im Jahr 1995, das eine zuverlässige und dynamische Schulterabduktion durch Muskelbetätigung durch Hydraulikzylinder realisierte, an die Rotatorenmanschette und Deltamuskeln über Stahlseile mit dazwischen hängenden zusätzlichen Kraftsensoren angeschlossen waren. Darüber hinaus wurden Ultraschallsensoren verwendet, um die Armkinematik aufzuzeichnen.10,15 Auch wenn dies einen großen Fortschritt gegenüber anderen Simulatoren dieser Zeit darstellte, beschränkte sich die simulierte Bewegung auf die Abduktion und die Muskelkräfte wurden linear mit konstanten Verhältnissen der relativen Aktivierung erhöht, was keine Rolle spielt das starke nichtlineare Verhalten der Muskulatur. Aktive Bewegung in allen drei Rotationsfreiheitsgraden (DOF) (z. B. aktive Abduktion, Flexion und Rotation) wurde erstmals von Giles et al. in einem verfeinerten Simulator mit kinematischem Echtzeit-Feedback und kinetischer Steuerung im geschlossenen Regelkreis erreicht.16 Allerdings waren seine Möglichkeiten begrenzt Ausführen sekundärer DOF-Bewegungen (z. B. Elevationsebene und axiale Rotation) bei kleinen Abduktionswinkeln (< 15°) und komplexer nichtplanarer Bewegungen in mehreren DOF. Im Gegensatz zu Wuelker et al. verwendeten die Arbeitsgruppen um Kedgley und Giles reibungsarme pneumatische Aktoren, die über Proportionaldruckregler mit Druckluft gesteuert wurden. Zur Erfassung der Kinematik wurden jeweils ein elektromagnetisches und ein optisches Trackingsystem eingesetzt. Daher ist trotz einiger bemerkenswerter Fortschritte bislang kein In-vitro-Schultermodell verfügbar, das eine umfassende Emulation der Gelenkkinematik und -kinetik bei wiederholten planaren und nichtplanaren Bewegungen ermöglicht.

Ziel dieser Studie war es daher, einen neuartigen aktiven Schultersimulator mit physiologischer Muskelbetätigung zu entwickeln und seine Leistung bei wiederholten planaren und nicht-planaren Bewegungen kritisch zu bewerten. Wir gingen davon aus, dass der Simulator während kontrollierter Bewegungen in mehreren DOF genaue und zuverlässige kinematische und kinetische Daten liefern würde.

Die Experimente wurden an menschlichen Schulterproben durchgeführt, die über ein Körperspenderprogramm (Science Care Inc., Phoenix, AZ, USA) gewonnen wurden. Science Care holte die Einverständniserklärung aller Gewebespender und/oder ihrer Erziehungsberechtigten ein. Alle Verfahren wurden in Übereinstimmung mit den ethischen Standards des institutionellen Forschungsausschusses und der Helsinki-Erklärung von 1964 und ihren späteren Änderungen oder mit vergleichbaren ethischen Standards durchgeführt, und die institutionelle IRB-Genehmigung wurde eingeholt. Alle Versuchsprotokolle wurden von einer benannten Institution und/oder Zulassungskommission genehmigt (Ethikkommission der Medizinischen Hochschule Hannover, Nr. 3005–2016).

Das neuartige Schulterrig besteht aus einem Montagerahmen, der die Fixierung des Schulterblatts ermöglicht, einem robusten Kabelführungsrahmen (65 × 40 cm) zur Platzierung der Muskelführung und einer hydraulischen Betätigungseinheit bestehend aus sechs reibungsarmen Hydraulikzylindern mit Hydraulikpumpe und Hardware Controller (Parker, USA), der die Kraftanwendung auf Muskeldrähte ermöglicht (Abb. 1a). Darüber hinaus besteht das System aus sechs einachsigen Miniatur-Wägezellen (Modell Nr. 8417–6005, 5 kN, Burster gmbh&co, Deutschland), die jeweils zwischen einem Muskelkabel und einem Hydraulikzylinder verbunden sind. Insgesamt wurden sechs Muskeldrähte verwendet, um die Rotatorenmanschette und den Deltamuskel der Schulter zu simulieren.

Aufbau des aktiven Schultersimulators. (a) Die Probe wird auf dem zusammengebauten Testrahmen montiert und sechs reibungsarme Kabel und Muskelführungen wurden so angepasst, dass sie die Wirkungslinien einzelner Muskeln darstellen. Das optische Bewegungsverfolgungssystem besteht aus der Kamera und optischen Markierungen am Oberarm und Schulterblatt. (b) Steueralgorithmus im Simulator. Die farbigen Kästchen stellen den Datenfluss des schleifenspezifischen Feedbacks dar und drei unabhängige Regelkreise regulieren die Kräfte einzelner Muskeln in Bezug auf DOF. Die gestrichelten schwarzen Kästchen stellen den Kraftregelkreis in den Hydraulikzylindern dar. Es gibt zwei Schalter für die Betriebssequenz in den Flexions-/Extensions- und Rotationsschleifen: (1). Kaskadensteuerung (rotes Zahnrad): Während der aktiven Abduktion werden die Summationskräfte der Muskelpaare im sekundären DOF (anteriorer und posteriorer Deltamuskel und Subscapularis&infraspinatus/teres Minor) durch das Produkt der Kraft des mittleren Deltamuskels und des vorherigen Belastungsverhältnisses gesteuert; (2). Parallelsteuerung (blaues Zahnrad): Bei aktiver Flexion/Extension und Rotation werden die Summenkräfte der Muskelpaare durch die Aktivierungsregler bestimmt.

Zum Testen wurde ein Leichenschultergelenk, bestehend aus dem Schulterblatt, dem proximalen Teil des Oberarmknochens und der Weichteilkapsel des Glenohumeralgelenks, in den Prüfstand integriert: Der Oberarmknochen konnte frei hängen, ohne den Freiheitsgrad einzuschränken, und ein Stab wurde verwendet am distalen Humerus zementiert, um eine Masse (3,2 % des Körpergewichts) zu befestigen, um das Gewicht und den Massenschwerpunkt des fehlenden Unterarms zu simulieren15,17 Zwei individuell angepasste Muskelführungen aus Keramik mit geringer Reibung wurden am superolateralen Rand des Akromions und eine platziert Führung am distalen Rand des Schlüsselbeins, um die Wirkungslinie der drei Köpfe des Deltamuskels zu lenken: den vorderen (AD), den mittleren (MD) und den hinteren (PD) Deltamuskel. Zwei weitere Führungen wurden am Schulterblattschwerpunkt von Subscapularis (SSC) und Infraspinatus & Teres Minor (ISP/TM) entlang der seitlichen Grenze des Schulterblatts platziert. Eine weitere reibungsarme Riemenscheibe wurde verwendet, um die Wirkungslinie des Supraspinatus (SSP) in der Fossa supraspinata zu führen.

Ein optisches Trackingsystem (NDI Polaris P4, Northern Digital Inc., Waterloo, Kanada) wurde verwendet, um die kinematischen Daten des Humerus relativ zum Schulterblatt aufzuzeichnen, mit zwei passiven Clustern von jeweils vier retroreflektierenden Markern, die fest am Humerus befestigt waren Schulterblatt bzw.

Lokale anatomische Koordinatensysteme des Humerus und des Schulterblatts wurden gemäß den Empfehlungen der International Society of Biomechanics (ISB) definiert, um die Bewegung des Glenohumeralgelenks zu beschreiben.18 Im Rahmen des Einrichtungsverfahrens wurde das kinematische Rotationszentrum des Humeruskopfes als definiert Der Punkt bewegt sich am wenigsten, wenn das Gelenk manuell passiv in drei Freiheitsgraden gedreht wird und gleichzeitig eine horizontale Zentrierkraft auf das Glenohumeralgelenk ausgeübt wird.19 Das Humeruskoordinatensystem wurde dann am so definierten Rotationszentrum des Humerus platziert. Der Ursprung des Schulterblatt-Koordinatensystems wurde am anatomischen Orientierungspunkt Angulus acromialis (AA) gelegt. Um eine kardanische Blockierung während der Einleitung der Abduktion zu vermeiden, wurde zur Darstellung der glenohumeralen Position die kardanische Rotationssequenz (Y-Achse), Flexion/Extension (F/E) als Rotation um die Z-Achse des Humerus, die durch die beiden anatomischen Orientierungspunkte auf den medialen und lateralen Epikondylen des Humerus erzeugt wird, die lateral zeigen, und Abduktion als Rotation um die Z-Achse Die Achse steht senkrecht zu den anderen beiden Achsen (X-Achse) (Abb. 2). Anterior/posterior (AP), superior/inferior (SI) und medial/lateral (ML) Translationen wurden als Verschiebungen des Rotationszentrums des Humeruskopfes in Bezug auf das Schulterblattkoordinatensystem definiert.

Die Leistung des Simulators während aktiver Bewegungen. (a–f). Die blauen Linien stellen die Zielbewegungen für die aktive Simulation dar und die roten Linien zeigen den Durchschnitt der tatsächlichen Bewegungen aller Proben während der aktiven Abduktion (a), Flexion (b), Extension (c), Innenrotation (d), Außenrotation (z. B ) und Erweiterungs- und Innenrotationszyklen (f); die grauen Bereiche stellen die Standardabweichungen der tatsächlichen Bewegungen dar; Die schwarzen Linien stellen die mittleren Abweichungen zwischen Soll- und Ist-Bewegungen dar.

Der Steueralgorithmus des Schultersimulators wurde von Giles et al. übernommen. und als spezielles Programm in LabVIEW (Version 2017, National Instruments, USA) implementiert, mit dem kinematische Eingaben in Glenohumeralbewegung übersetzt werden. In diesem Controller sind die Eingangsdrehkinematik die Sollwerte (SP), die Muskelkräfte die Steuervariablen (CV) und die vom Bewegungsverfolgungssystem gemessene Drehkinematik des Glenohumeralgelenks die Prozessvariablen (PV). Mithilfe hydraulischer Aktuatoren wurden Muskelkräfte erzeugt. Die Muskelkräfte, die die drei Rotations-DOFs betätigen, wurden durch drei separate und unabhängige Regelkreise gesteuert, die die „Hauptantriebs“-Muskeln in ihrem jeweiligen DOF antreiben (Abb. 1b). Jede der Schleifen besteht aus einem individuellen PID-Kraftregler für Abduktion, Flexion/Extension bzw. Innen-/Außenrotation und wird im Folgenden ausführlich beschrieben.

Um eine Muskelaktivierung im geschlossenen Regelkreis zu implementieren, wurde zunächst ein kombinierter Satz von Belastungsverhältnissen geladen, die aus physiologischen Querschnittsflächendaten (pCSA) und elektromyografischen Daten (EMG) der simulierten Muskeln aus der Literatur berechnet wurden (Tabelle 1)14. Anschließend individuell Die Muskelkräfte wurden durch den Steueralgorithmus mit schleifenspezifischem Feedback automatisch abgestimmt, um die Zielkinematik des Glenohumeralgelenks zu erreichen. Da die maximale Kraft, die ein Muskel erzeugen kann, proportional zum pCSA war, wurden die kinetischen Einschränkungen einzelner Muskeln aus der maximalen willkürlichen Kontraktion (MVC) (Tabelle 1) als Produkt aus Muskel-pCSA und spezifischer Kraft zugeordnet21,22,23,24, wobei die spezifische Festigkeit wurde auf 25 N/cm26 festgelegt.

Drei Modi der glenohumeralen Bewegung wurden wie folgt implementiert:

Der mittlere Deltamuskel (MD) wurde als Hauptmotor für die Abduktion konfiguriert. Der Sollwert des Regelkreises war der Ziel-Abduktionswinkel, die Prozessvariable war der aktuelle Abduktionswinkel und die Kontrollvariable war die vom simulierten MD ausgeübte Kraft. Ein Proportional-Integral-Differential-Regler (PID) im Regelkreis regelt die Aktivierung der MD-Kraft. Während der Aktivierung des MD wird die SSP-Kraft berechnet und entsprechend den zuvor belasteten Muskelverhältnissen angewendet, die bei verschiedenen Abduktionsniveaus variieren (Tabelle 1).

AD und PD sind als treibende Kräfte für F/E konfiguriert. Der Sollwert des Regelkreises war der Soll-Flexions-/Extensionswinkel, die Prozessvariable war der aktuelle Flexions-/Extensionswinkel und die Kontrollvariablen waren die durch die simulierten AD- und PD-Kräfte ausgeübten Kräfte. Zwei PID-Regler im Regelkreis stimmen die Aktivierung und Verteilung der AD- und PD-Kräfte ab.

SSC und ISP/TM werden die Hauptakteure für IR/ER sein. Der Sollwert des Regelkreises war der Zieldrehwinkel, die Prozessvariable war der aktuelle Drehwinkel und die Steuervariablen waren die von den simulierten SSC- und ISP/TM-Kräften ausgeübten Kräfte. Zwei PID-Regler im Regelkreis stimmen die Aktivierung und Verteilung der SSC- und ISP/TM-Kräfte ab.

Aufgrund der Muskelredundanz und der Koaktivierung von Agonisten-Antagonisten-Paaren arbeiten die drei unabhängigen Regelkreise gleichzeitig, jedoch asynchron in unterschiedlichen Sequenzen für unterschiedliche Bewegungen, wie unten beschrieben (Abb. 1b).

Während der aktiven Abduktion mit kontrolliertem F/E und IR/ER wird der Abduktionsregelkreis als primärer Regelkreis festgelegt und die F/E- und IR/ER-Schleifen werden als sekundäre Regelkreise ausgewählt. Der Sollwert des Abduktionswinkels wird durch einen Aktivierungsregler umgesetzt, der die Steuervariablen der MD- und SSP-Kräfte abstimmt. Anschließend werden die Kontrollvariablen in den Sekundärschleifen, die Gesamtkraft, die auf die Muskelpaare AD&PD und SSC&ISP/TM ausgeübt wird, anhand der ausgegebenen MD-Kraft und der vorherigen Muskelverhältnisse berechnet. Anschließend werden die Gesamtkräfte durch die Ausgänge der Verteilungsregler auf die einzelnen Muskeln verteilt, um eine konstante Position in den sekundären Freiheitsgraden aufrechtzuerhalten. Um eine Muskelerschlaffung zu vermeiden, ist der Leistungsbereich des Verteilungsreglers auf 5–95 % der Gesamtkraft der Antagonistenmuskeln eingestellt, sodass der einzelne Muskel im Kraftpaar niemals entlastet wird.

Bei aktivem F/E oder IR/ER mit kontrollierter Abduktion fungiert MD nicht mehr als primärer Aktuator, um Muskeln in anderen DOF zu steuern, und die Abfolge der drei Regelkreise ändert sich, sodass sie parallel sind. Die Summen zweier Muskelpaare in F/E und IR/ER werden individuell durch die Aktivierungsregler geregelt. Beispielsweise laufen bei der aktiven Beugung mit kontrollierter Elevation und Rotation die Aktivierungs- und Verteilungsregler synchron, um die Kräfte von AD und PD zu modulieren. Die Abduktions- und Rotationsschleifen laufen gleichzeitig, um eine konstante Abduktion und Rotation aufrechtzuerhalten.

Die Parameter für die Controller in jeder Schleife wurden auf zwei verschiedene Befehlsformen abgestimmt: gezielte Bewegungstrajektorien bzw. konstante Einstellwinkel in jedem DOF (z. B. Abduktionstrajektorie und konstanter Abduktionswinkel während der Flexionstrajektorie). Die Parameter wurden zunächst mit der klassischen Ziegler-Nichols-Methode abgestimmt und dann manuell angepasst, um die Reaktionszeit zu optimieren und stationäre Fehler und Überschwinger zu reduzieren (Tabelle 2).

Drei frisch gefrorene Leichenschultern (Durchschnittsalter: 59,3 ± 5,0; 3 Männer; 3 rechts) wurden von einer lizenzierten Einrichtung für menschliches Gewebe zum Testen entnommen. Die Proben hatten keine Vorgeschichte von glenohumeraler Osteoarthritis oder Manschettenrissarthropathie. Nach 12-stündigem Auftauen bei Raumtemperatur wurden die Schultern etwa 20 cm vom proximalen Humerus entfernt durchtrennt und die gesamte Haut und das Unterhautgewebe wurden reseziert. Als Ersatz für die mediale und laterale epikondyläre Digitalisierung wurde ein Kirschnerdraht parallel zur transepikondylären Achse des Ellenbogens in den distalen Humerus eingestochen. Der untere Teil des Skapuliers wurde in einer speziell angefertigten Box mit einem Dreikomponenten-Gießharz (Rencast FC 52/53, DT982, Gössl&Pfaff GmbH, Deutschland) vergossen und dann mit Vierkanten in einer Neigung von 10° nach vorne starr am Prüfstand befestigt Gewindestangen, um seine physiologische Ausrichtung am Thorax anzunähern (Abb. 1a rechts). Der distale Humerus wurde mit dem gleichen Harz in einen Messingzylinder zementiert und mit dem Unterarmmasseersatz (3 kg, 3,2 % Körpergewicht) fixiert. Zwei passive Tracking-Tools wurden direkt im Humerus und im Schulterblatt verankert. Anschließend wurde der Deltamuskel reseziert und eine Kortikalisschraube am Ansatz des Deltamuskels befestigt. Drei reibungsarme Kabel (Ultra cat 0,65 mm, Berkley, USA), die drei Köpfe des Deltamuskels darstellen, wurden an der Schraube befestigt und durch drei Muskelführungen geführt, von denen zwei am superolateralen Rand des Akromions und eines am oberen Rand des Schulterdachs befestigt waren der seitliche Rand des Schlüsselbeins. Um die Muskeln der Rotatorenmanschette zu simulieren, wurden die Muskeln der Rotatorenmanschette aus ihren jeweiligen Fossae herausgeschnitten und drei reibungsarme Kabel mit dem Krackow-Stich an die muskulotendinösen Verbindungen von SSP, SSC und ISP/TM genäht und durch entsprechende Muskelführungen und Rollensätze geführt entlang ihrer Wirkungslinien (Abb. 1a). Auf jeden Muskel wurde zunächst eine Kraft von 10–20 N ausgeübt, um den Humeruskopf in der Glenoidgrube zu zentrieren und eine Luxation zu verhindern. Der Abduktionswinkel im Ruhezustand betrug etwa 10°.

Die Proben wurden mehrmals passiv über den gesamten Bewegungsbereich bewegt und feucht gehalten, um den Effekt der Viskoelastizität zu verringern und dadurch die Hysterese zu minimieren. Anschließend wurden verschiedene planare und nicht-planare Bewegungen der täglichen Aktivitäten wie folgt ausgeführt:

Aktive Abduktion: 20°~60° Abduktion bei 0° F/E und 0° IR/ER;

Aktive Flexion: 0°~30° Flexion bei 50° Abduktion und 0° IR/ER;

Aktive Extension: 0°~−30° Extension bei 50° Abduktion und 0° IR/ER;

Aktive Innenrotation: 0°~45° IR bei 30° Abduktion und 0° F/E;

Aktive Außenrotation: 0° ~ − 45° ER bei 30° Abduktion und 0° F/E.

Aktive Extension und Innenrotation: 0° ~ − 30° Extension bei gleichzeitiger Kopplung mit 0° ~ 30° IR bei 40° Abduktion.

Die Zielwinkelgeschwindigkeit der Bewegung wurde auf 0,5°/s eingestellt.

Jede Bewegung wurde in jeder Probe dreimal ausgeführt.

Es wurden kinematische Daten einschließlich Winkeldrehungen und -verschiebungen in drei DOF sowie kinetische Daten der tatsächlichen Kraft aller simulierten Muskeln aufgezeichnet. Die Daten wurden in Schritten von 1° analysiert. Die kinematische Rotationsgenauigkeit des Simulators wurde als mittlere Abweichung und mittlerer quadratischer Fehler (RMSE) zwischen dem tatsächlichen und dem gewünschten Gelenkwinkel berechnet. Die kinematische Wiederholbarkeit und Zuverlässigkeit wurde als maximale und durchschnittliche Standardabweichung (SD) der Rotationswinkel und des klasseninternen Korrelationskoeffizienten (ICC) der Translationen über die wiederholten Bewegungen berechnet. Die Referenzposition für Translationen wurde bei 20° Abduktion definiert, an diesem Punkt ist die Anfangsphase (10° ~ 20° Abduktion) der Muskelbelastung abgeschlossen. Die kinetische Zuverlässigkeit wurde als ICC der einzelnen Muskelkräfte über wiederholte Bewegungen gemessen. ICC-Schätzungen und ihre 95 %-Konfidenzintervalle (CI) wurden mithilfe des SPSS-Statistikpakets Version 24 (SPSS Inc, Chicago, IL) auf der Grundlage eines 2-Wege-Mixed-Effects-Modells mit Einzelmessung und absoluter Übereinstimmung berechnet. ICC-Werte von weniger als 0,5 weisen auf eine geringe Zuverlässigkeit hin, Werte zwischen 0,5 und 0,75 weisen auf eine mäßige Zuverlässigkeit hin, Werte zwischen 0,75 und 0,9 weisen auf eine gute Zuverlässigkeit hin und Werte über 0,90 weisen auf eine ausgezeichnete Zuverlässigkeit hin.27 Im Allgemeinen werden die Daten für alle drei Proben zusammen gemeldet. In einer Ausnahme wurden die Kontrollvariablen Muskelkraft und glenohumerale Translation, die probenspezifisch sind, einzeln für eine Probe angegeben.

Bei allen drei untersuchten Rotations-DOFs wurde eine gute Genauigkeit und Wiederholbarkeit beobachtet (Abb. 2). Bei der aktiven Abduktion auf 60° war die kinematische Leistung ausgezeichnet mit einer maximalen mittleren Abweichung von 1,32°, RMSE von 0,75° und maximalen und durchschnittlichen SDs von 1,01° bzw. 0,29° für die Abweichung zwischen dem Sollwert und der Prozessvariablen (Tabelle 3). . Bei aktiver Flexion und Extension von 30° bis −30° betrugen die maximalen mittleren Abweichungen und RMSEs ≤ 1,74° bzw. 0,89° und die maximalen und durchschnittlichen SDs ≤ 1,02° bzw. 0,51°. Eine ähnliche Leistung wurde während der Innen- und Außenrotation beobachtet, mit maximalen mittleren Abweichungen von 1,61° und 2,35°, RMSEs von 0,62° und 0,63°, maximalen SDs von 0,76° und 0,82° und durchschnittlichen SDs von 0,39° und 0,41° (Tabelle 3). ) jeweils. Der sekundäre 2-DOF bei planaren Bewegungen folgte gut mit einer maximalen mittleren Abweichung von ≤ 0,80° während der Elevation, ≤ 1,18° während der Flexion/Extension und ≤ 0,80° während der Rotation. Darüber hinaus waren die gemessenen Translationen des Humeruskopfes in AP-, SI- und ML-Richtung äußerst zuverlässig, wobei die 95 %-KIs der ICC-Schätzungen während aktiver planarer Bewegungen in allen drei Proben in den meisten Fällen (13/15) ≥ 0,90 lagen (Abb. 3). ).

Die glenohumeralen Translationen (anterior/posterior, AP; superior/inferior, SI; medial/lateral, ML) während der aktiven Abduktion (a), Flexion (b), Extension (c), Innenrotation (d), Außenrotation (e) und Erweiterungs- und Innenrotationszyklen (f) (Daten von Probe 2). Die grauen Bereiche stellen Standardabweichungen dar. Der klasseninterne Korrelationskoeffizient (ICC) der AP-, SI- und ML-Translationen über die wiederholten Bewegungen wird beschrieben (g) (Daten von allen drei Proben).

Bei komplexeren nichtplanaren Bewegungen mit einer Streckung von 0° bis − 30° und einer gekoppelten Innenrotation von 0° bis 30° wurde eine vergleichbare Leistung wie bei rein planaren Bewegungen beobachtet; Die maximalen mittleren Abweichungen und maximalen SDs betrugen ≤ 1,64° bzw. 1,21° für die Ziel-DOFs (Tabelle 3). Die 95 %-KIs des ICC von drei translatorischen DOF lagen bei > 0,90.

Für die Muskelbelastungen, die in einer Probe (Nummer 2) für die aktive Abduktion erzeugt wurden, musste der Hauptbeweger „mittlerer Deltamuskel“ eine durchschnittliche Kraft von 169,2 ± 2,3 N bei 60° erzeugen (Abb. 4a). Die Kraftpaare AD&PD und SSC&ISP/TM wurden aktiviert, um konstante Winkel im sekundären Freiheitsgrad aufrechtzuerhalten. Beim aktiven Flexions- und Extensionszyklus wurden die Hauptantriebskräfte AD und PD während der Bewegung stark betätigt, mit einer durchschnittlichen Kraft von 155,0 ± 0,9 N und 114,9 ± 7,9 N bei 30° Flexion bzw. Extension (Abb. 4b und c). Ebenso trieben SSC und ISP/TM die Innen-/Außenrotation an und die durchschnittliche Kraft betrug 162,4 ± 3,5 N und 91,6 ± 6,0 N am Ende des Rotationszyklus (Abb. 4d und e). Bei aktiver Streckung in Verbindung mit Innenrotation wurden die Antriebskräfte PD und SSC während der Bewegung stark betätigt, während die Kraft der Antagonisten AD und ISP/TM gering war (Abb. 4f).

Die aktivierten Muskelkräfte (anteriorer Deltamuskel, AD; mittlerer Deltamuskel, MD; hinterer Deltamuskel, PD; Subscapularis, SSC, Infraspinatus&teres Minor, ISP/TM; Supraspinatus, SSP) während der aktiven Abduktion (a), Flexion (b), Extension (c ), Innenrotation (d), Außenrotation (e) und Extension & Innenrotation (f) Zyklen (Daten von Probe 2). Der klasseninterne Korrelationskoeffizient (ICC) der AD-, MD-, PD-, SSC-, ISP/TM- und SSP-Muskelkräfte über die wiederholten Bewegungen ist in (g) dargestellt (Daten von allen drei Proben).

Die Zuverlässigkeit aller einzelnen simulierten Muskelkräfte, die im Simulator aktiviert wurden, wurde bewertet (Abb. 4g). Bei planaren und nichtplanaren Bewegungen lagen die 95 %-KI der ICC-Schätzungen in den meisten Fällen (30/36) bei > 0,90, mit einem minimalen ICC-Wert (95 %-KI) von 0,88 (0,80–0,93) für SSP bei aktiver Abduktion.

Ein physiologischer Schultersimulator mit aktiv simulierter Muskelbetätigung wurde entworfen und entwickelt, um verschiedene planare und nicht-planare Bewegungen alltäglicher Aktivitäten nachzubilden. Die Leistungsfähigkeit, Genauigkeit, Wiederholbarkeit und Zuverlässigkeit wurden unter verschiedenen planaren und nichtplanaren Bewegungen demonstriert und quantifiziert. Die kinematische Genauigkeit der maximalen mittleren Abweichungen und des RMSE bei allen Bewegungsformen betrug ≤ 2,35° und 1,13°, und die Wiederholbarkeit der maximalen und durchschnittlichen SD betrug ≤ 1,21° bzw. 0,67°, was auf eine effektive Verfolgung der Zielbewegungen hinweist. Die Zuverlässigkeit der Translationskinematik und -kinetik war im Allgemeinen ausgezeichnet, wobei der ICC der Translationen und simulierten Muskelkräfte ≥ 0,90 bzw. 0,88 betrug.

Eines der bemerkenswertesten Merkmale der menschlichen Schulter ist, dass sie von allen menschlichen Diarthrodialgelenken den größten Bewegungsbereich aufweist und über ein empfindliches Gleichgewicht zwischen Beweglichkeit und Stabilität verfügt.1 Die dynamische Muskelkontrolle ist daher für die Schulterbiomechanik und die physiologische Belastung von besonderem Interesse Muster ist eine wichtige Voraussetzung für viele Forschungsfragen während der In-vitro-Simulation. In früheren Studien wurden verschiedene Sätze periartikulärer Muskelbelastungsverhältnisse berechnet und angewendet, um das Kraftmuster physiologischer Muskelkontraktionen zu reproduzieren: Kraft vereinfacht, für alle Muskeln gleich, sowie verschiedene Verhältnisse, die sich aus der physiologischen Querschnittsfläche (pCSA) und der elektromyographischen (EMG) ergeben ) Aktivierungsdaten haben Anwendung gefunden24,28,29,30 Es wurden keine signifikanten Unterschiede in der resultierenden Schulterkinematik zwischen verschiedenen Sätzen physiologischer Muskelverhältnisse gefunden.14 In dem in der aktuellen Studie vorgestellten aktiven Schultersimulator wurden die beiden wichtigsten Muskelgruppen (Deltamuskel und Rotatorenmanschette) untersucht ) wurden simuliert und als die treibende Kraft bestimmt, die ihren jeweiligen primären DOF dominiert. Das vorgeschriebene Belastungsverhältnis, das aus pCSA- und EMG-Daten und drei kinetischen Schleifen mit mehreren PID-Reglern ermittelt wurde, bildete das Kernkonzept des verwendeten Belastungsalgorithmus. Die Betriebsabläufe der einzelnen Schleifen waren unterschiedlich, um unterschiedliche Arten von Bewegungen unter den kinetischen Einschränkungen zu berücksichtigen. Auf der Grundlage eines rationalen Designs zeigte die hervorragende Leistung der resultierenden Kinematik dieses überlegenen Simulators die Fähigkeit, Belastungsmuster in vivo zu reproduzieren und sich selbst abzustimmen, um sie an die einzigartige Gelenkgeometrie und den Weichteilzustand der einzelnen Schulter anzupassen, was eine zuverlässige Basislinie für liefern würde nachträgliche Änderungen, beispielsweise zur Simulation von Verletzungen oder Reparaturen.

In Bezug auf frühere muskelbetriebene In-vitro-Schultersimulatoren in der Literatur beschränkten sich die meisten auf die Durchführung einer reinen Abduktion mit konstanter Muskelkontraktionsgeschwindigkeit oder linear erhöhter Muskelkraft in einer Open-Loop-Strategie14,15,31,32. Daher war die Genauigkeit der Folge erwünscht Die Bewegungsbahn war nicht quantifizierbar. Wülker et al. berichteten, dass die Wiederholbarkeit der durchschnittlichen SDs während der Elevation 0,80° für die Abduktion, 0,75° für die Ante-/Retroflexion und 1,36° für die Rotation betrug15 Kedgley et al. berichteten, dass die Wiederholbarkeit der maximalen SDs sowohl für die Abduktions- als auch für die Rotationsebene weniger als 2° beträgt.14 Ein weiterer fortschrittlicher Simulator, der von Giles et al. vorgestellt wurde. realisierte kontrollierte planare Bewegungen in drei DOF genau mit RMSE < 1° und durchschnittlicher SD < 0,516. Im Vergleich zu den oben genannten Simulatoren ist die kinematische Leistung dieses neuartigen Simulators mit RMSE ≤ 1,13 der bisher besten vorgestellten (von Giles et al.) ähnlich ° und durchschnittliche SD ≤ 0,67°, selbst bei der Ausführung komplexer nichtplanarer Bewegungen. Nichtsdestotrotz war Giles‘ System vollständig von der Schwerkraft abhängig, da der primäre Schulteradduktor und der Deltamuskel so konfiguriert waren, dass sie die Aktivierung anderer Muskeln diktierten. Seine Leistungsfähigkeit ist begrenzt, wenn sekundäre DOF-Bewegungen (z. B. Elevationsebene und axiale Rotation) bei niedrigen Abduktionsniveaus ausgeführt werden. Darüber hinaus wurde seine Zuverlässigkeit bei der Erzeugung einer glenohumeralen Translation und einzelner simulierter Muskelkräfte über wiederholte Bewegungen nicht bewertet und es war nicht in der Lage, komplexe nichtplanare Bewegungen in mehreren DOF auszuführen.

Die durchschnittliche MD- und SSP-Kraft aller Proben während wiederholter Abduktion betrug in der aktuellen Studie 176,0 ± 6,5 N und 51,6 ± 2,1 N bei 60°. Ähnliche Kraftgrößen wurden in den Computersimulationsmodellen von Oizumi et al. berichtet. und Van der Helm33,34 Darüber hinaus reichte die in früheren aktiven Simulationen in vitro berichtete Schultertranslation von 1 ~ 2 mm als Kugelgelenkverhalten bis zu einer Bruttotranslation von ~ 9–10 mm31,35,36 Ähnliche Abweichungen in der Translationsgröße wurden beobachtet für die drei in dieser Studie simulierten Proben (von 3 bis 10 mm), was die Probenvariabilität verdeutlicht. Unter Berücksichtigung der redundanten Muskelbetätigung sind mehrere Kraftverteilungen und unterschiedliche Aktivierungsniveaus von Agonisten-Antagonisten-Paaren möglich, um die gleiche Gelenkkinematik zu erzeugen21. Die glenohumeralen Translationen reagieren sehr empfindlich auf die simulierten Muskelkräfte sowie auf unterschiedliche Bewegungsformen1. Dies ist der Fall Dies ist die Ursache für die Schwierigkeit bei der Simulation physiologischer Muskeln in vitro und beim Vergleich von Daten verschiedener Testaufbauten und Probanden. Dennoch waren die Zuverlässigkeit der Translationen und Muskelkräfte bei allen simulierten Bewegungen gemäß dem anerkannten ICC-Standard für diesen neuen Simulator im Allgemeinen ausgezeichnet, was die Robustheit und Wirksamkeit des Gerätedesigns verdeutlicht.

Obwohl bei der Konzeption dieses aktiven Simulators versucht wurde, die Biomechanik der Schulter in vivo nachzubilden, gibt es bei der Arbeit einige Einschränkungen. Der primäre Grund ist das Fehlen einer skapulothorakalen Bewegungssimulation. Das Schulterblatt bewegt sich in vivo beim Anheben des Arms über den Brustkorb, mit erhöhter Innenrotation, erhöhter Aufwärtsrotation und verstärkter posteriorer Neigung.32 In früheren Simulatoren, die den skapulohumeralen Rhythmus realisierten, wurde die Bewegung als zweidimensionale lineare Beziehung der Aufwärtsrotation des Schulterblatts und des Schulterblatts vereinfacht Anheben des Arms16,37 Weitere eigene Arbeiten haben die Implementierung der Skapulothorakalbewegung in allen drei DOF betont, werden hier jedoch nicht berichtet. Eine weitere Einschränkung ist der begrenzte Bewegungsbereich für Flexion und Extension. Da die übrigen simulierten Muskeln, die zur Flexion/Extension beitragen, z. B. großer Brustmuskel, Bizeps-Brachii, großer Latissimus und großer Teres-Muskel, nicht in die Muskelsimulation einbezogen wurden, ist eine große Flexion/Extension unter den vorgegebenen kinetischen Einschränkungen nicht erreichbar. Eine weitere Einschränkung ist die Geschwindigkeit unseres Simulators mit nur 0,5 Grad/s im Vergleich zur Literatur (Wuelker et al. ~ 3 Grad/s, Kedgley et al. ~ 3,5 Grad/s, Giles et al. ~ 1 to 4 Grad/s). Es ist jedoch zu beachten, dass alle diese Winkelbewegungen als quasi-statische Bewegungen angesehen werden können und keine vollständig dynamischen Bewegungen wie im Sport (z. B. Baseballfeld) darstellen. Auch wenn andere Gruppen diesbezüglich einige Anstrengungen unternommen haben, war dies nicht das Ziel unserer aktuellen Studie11,38. Eine letzte Einschränkung ist die relativ einfache Darstellung von Muskeln. Die in dieser Studie beibehaltene klassische Methode zur Darstellung von Muskeln anhand einer einzelnen Aktionslinie reicht möglicherweise nicht aus, um die Momente nachzuahmen, die von Muskeln mit großen Ansatzstellen, z. B. Infraspinatus/Teres Minor, erzeugt werden. Die Wirkungslinien der Muskelkräfte werden respektiert, da der Ursprung und die Einfügungen durch die Kabelbefestigungen an der Probe (Einfügung) und Führungen (Ursprung) nachgebildet werden. Leichte Änderungen des Kraftvektors aufgrund von Änderungen der Muskelbauchgeometrie während der Kontraktion können mit dieser Methode jedoch nicht reproduziert werden. Es wäre sinnvoll, in weiteren Arbeiten einen besseren Ansatz für die Muskelsimulation in vitro zu entwickeln.

Ein neuer Schultersimulator mit Muskelsimulation wurde gebaut, um physiologische Kinematik und Kinetik im gesamten DOF zu reproduzieren. Die Leistung des Designs wurde systematisch anhand ausführlicher kinetischer und kinematischer Ergebnisvariablen bewertet. Dies ist das erste Modell, bei dem nachgewiesen wurde, dass es alle Formen planarer und nichtplanarer Glenohumeralbewegungen präzise und wiederholbar ausführt. Es bietet eine wichtige Plattform für die Untersuchung der Biomechanik der physiologischen und pathologischen Schulter sowie neuer vorgeschlagener chirurgischer Eingriffe.

Die Autoren bestätigen, dass die Daten, die die Ergebnisse dieser Studie stützen, im Artikel verfügbar sind.

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Die Arbeit erfolgte im Rahmen eines von der Deutschen Forschungsgemeinschaft (DFG, Projekt-ID 317422648) geförderten Projektes. Ruipeng Guo wurde zusätzlich durch ein Stipendium des China Scholarship Council (Nr. 201508080085) unterstützt.

Open-Access-Förderung ermöglicht und organisiert durch Projekt DEAL.

Labor für Biomechanik und Biomaterialien, Klinik für Orthopädische Chirurgie - DIAKOVERE Annastift, Medizinische Hochschule Hannover, Anna-Von-Borries-Str. 1-7, 30625, Hannover, Deutschland

Ruipeng Guo, Manuel Ferle, Dennis Nebel & Christof Hurschler

Abteilung für Orthopädie, das erste angegliederte Krankenhaus der Anhui Medical University, 218 Jixi Road, Hefei, 230000, China

Ruipeng Guo

Lehrstuhl für Arbeitswissenschaft, Technische Universität München, Boltzmannstr. 15, 85748, Garching b. München, Deutschland

Manuel Ferle

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RG implementierte den Kontrollalgorithmus, führte die In-vitro-Tests durch, lieferte die Ergebnisse und statistischen Analysen und verfasste das Manuskript. MF und DN halfen RG bei der Entwicklung des Simulators und unterstützten RG bei technischen Fragen und ihrem Fachwissen bezüglich der verwendeten Hard- und Software. MF half auch bei den statistischen Analysen. CH war der betreute RP und gab Feedback zu allen Fragen, die bei der Entwicklung des Simulators auftraten. Alle Autoren haben am Schreibprozess gearbeitet und das endgültige Manuskript überprüft.

Korrespondenz mit Dennis Nebel.

Die Autoren geben an, dass keine Interessenkonflikte bestehen.

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Nachdrucke und Genehmigungen

Guo, R., Ferle, M., Nebel, D. et al. Die Entwicklung und Evaluierung eines In-vitro-Schultersimulators mit aktiver Muskelsimulation. Sci Rep 13, 4423 (2023). https://doi.org/10.1038/s41598-023-31200-y

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Eingegangen: 17. Juli 2022

Angenommen: 08. März 2023

Veröffentlicht: 17. März 2023

DOI: https://doi.org/10.1038/s41598-023-31200-y

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