RESPOSTAS HUMANO PARA TERAPIA DA VIBRAÇÃO

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RESPOSTAS HUMANO PARA TERAPIA DA VIBRAÇÃO 
M. Tylee, M. R. Popovich, S. Yu, e C. Craven 
Abstract-Este artigo descreve o progresso que tem sido feito em um estudo sobre a dinâmica do corpo humano durante a terapia de vibração. No Reabilitação Toronto Institute, terapia da vibração tem sido aplicada a lesão medular (SCI) pacientes, em um esforço para manter a densidade dos pacientes óssea. Alguns ensaios clínicos não foram bem sucedidos e, assim, uma melhor compreensão das respostas humanas à terapia vibração é necessária para verificar se e como ele pode ser aplicado para manter a densidade óssea em indivíduos SCI. Experimentos com SCI e indivíduos saudáveis ​​foram conduzidos para determinar as acelerações presentes nas extremidades inferiores durante o tratamento com vibração. Os resultados mostraram diferenças insignificantes entre as respostas do SCI e indivíduos saudáveis, mas as diferenças consideráveis ​​entre as respostas de indivíduos com diferentes tipos de corpo. Um modelo matemático de um sujeito em pé também foi desenvolvido, e as previsões teóricas, utilizando o modelo foi encontrado para combinar dados experimentais razoavelmente. 
Palavras-chave Bone-Densidade, Terapia Vibração 
I. INTRODUÇÃO 
Médicos e terapeutas de reabilitação no Centro de Lyndhurst, Toronto Rehabilitation Institute (TRI) têm realizado vários ensaios clínicos investigando a viabilidade do uso de terapia da vibração para regular a densidade óssea nos membros inferiores de pacientes com lesão medular que têm pouco ou nenhum controle motor abaixo da cintura . TRI tem anapparatus que prende o sujeito em uma posição em pé com os pés tendo a maior parte do peso do sujeito. Vibrações são então aplicadas para o assunto através da plataforma que eles estão em pé. O aparelho vibra TRI o assunto em uma direção horizontal, ao contrário de estudos anteriores deste tipo que se aplica vibrações verticais [1]. Porque o aparelho vibra o assunto na horizontal e constrange o corpo em 
certos pontos, a propagação das vibrações através do corpo podem diferir significativamente das situações em que as vibrações induzidas são vertical. O objetivo deste estudo é verificar o grau em que as diferenças no tipo de terapia aplicada a um paciente afetam os parâmetros que são importantes para estimular aumento da densidade óssea através da terapia de vibração, e para determinar como os sujeitos diferentes respondem à terapia vibração. Uma série de estudos têm sido realizados para identificar os parâmetros mais importantes na remodelação óssea através da estimulação mecânica. Vários estudos realizados com temas de animais na década de 1980 demonstraram que a magnitudes de tensão [2], a tensão taxas [3], as distribuições e tensão [4] presentes em ossos de ter grandes efeitos sobre a densidade óssea. Estes parâmetros são funções das forças presentes nas extremidades inferiores. Examinar as forças nas pernas durante a diferentes tipos de terapia da vibração, um modelo de massa concentrada foi desenvolvido utilizando dados fisiológicos a partir da literatura. No passado, os modelos lineares de massa lumped têm sido usadas para prever as respostas humanas aos dois vibrações unidirecional vertical [5] e multi-direcional vibrações [6]. Experimentos também foram realizados com indivíduos saudáveis ​​e medula espinhal feridos para determinar as acelerações presentes nas extremidades inferiores durante diferentes tipos de terapia da vibração. Os resultados experimentais foram analisados ​​para fornecer uma melhor compreensão das propriedades mecânicas do corpo humano durante a terapia de vibração. Estes resultados também foram usados ​​para calibrar o modelo, a fim de produzir mais precisas as previsões teóricas.
II. EQUAÇÕES MODELAGEM 
O modelo de corpo rígido foi desenvolvido para prever o  forças que atuam sobre os ossos do fêmur e da tíbia durante a vibração  terapia. Equações de modelagem foram desenvolvidas com base em 
tratar o corpo como um sistema de quatro massas aglomeradas  conectados por linear de translação e rotação linear  molas e amortecedores ligados em paralelo. O modelo é  mostrado na Figura 1. 
O pé, a tíbia e fêmur são cada um representado por 
lumped massas. A cabeça, braços e tronco (HAT) são todos  agrupadas como uma única massa. 
Usando esse modelo, a energia cinética de um segmento de Ta,  a energia potencial de um segmento de Pa, a energia da Primavera armazenadas em um Ua conjunta, ea energia dissipada em um Ra conjunta 
pode ser expressa como onde a rigidez e amortecimento co-efficients (todos k e c  valores) são constantes da literatura, ma e Ja, cg são os 
massa e momento de inércia de um sobre o centro de 
gravidade, e av e um ¥ ø são as velocidades planar e angular 
da a. O x1 pontos, um, y1, a, x2, b, e y2, b são os deslocamentos 
da parte inferior e superior dos segmentos a e b, respectivamente 
de suas posições em pé quieta. O ya, é o termo cg 
deslocamento do centro de gravidade do segmento de uma 
a posição em pé quieta. Os termos de energia (1) a (3) pode 
ser combinados para estabelecer a Lagrangiana do segmento, 
qual é a diferença entre a cinética e potencial 
energias, como segue: 
a a a a L = T. U. P (5) 
O termo Ra é conhecida como a Energia Rayleigh 
Função dissipação. Os termos e La Ra para cada segmento 
podem ser somados, e os termos resultantes L e R são 
a Lagrangiana e dissipação de energia Rayleigh 
Função para o sistema inteiro. 
Usando trigonometria básica e do ângulo de pequena 
aproximações pecado ¥ ¥ è è = tan e ¥ ¥ è = è, a Lagrangiana 
para o sistema pode ser expresso em termos de x e y 
deslocamentos do centro de massa de cada segmento em relação 
para a posição em pé quieta, e do ângulo de rotação do 
cada segmento em relação à posição em pé quieta. O 
seguinte forma da equação de Lagrange pode então ser usada para 
obtenção de equações de movimento global de 
onde q é um vetor contendo as variáveis ​​de estado do 
sistema, e Q é um vetor de funções forçando atuando sobre o 
do sistema. As equações resultantes (6) foram simulados em 
espaço de estados forma em ambiente Matlab Simulink. 
As constantes nas equações do movimento foram todos 
obtidos da literatura aceita. Toda a massa (m) e 
inércia (J) constantes foram calculadas com base no tamanho do assunto 
e antropometria básica [7]. A mola vertical e 
coeficientes de amortecimento foram obtidos em trabalhos anteriores 
análise de resposta humana vibração [8]. Uma vez que não 
valores medidos experimentalmente para a primavera e horizontal 
coeficientes de amortecimento nas extremidades inferiores pode ser 
encontrados, estes valores foram inferidos com base na vertical  trabalho e os valores de amortecimento da mola, e anterior feito  envolvendo mola vertical e horizontal e amortecimento  coeficientes ligando segmentos delgados corpo [8,6]. O tornozelo 
e joelho coeficientes de rotação da mola e amortecimento foram  tomadas a partir de estudos em momentos passiva na parte inferior 
extremidades [9,10]. O coeficiente de mola de rotação no hip foi tirada de um estudo sobre momentos hip passiva [11], eo hip coeficiente de rotação de amortecimento foi calculado com base no coeficiente da mola e uma taxa de amortecimento de 0,2, 
que é típico para rotação sobre as articulações na parte inferior extremidades [9, 10].
III. EXPERIMENTAÇÃO
O experimento foi realizado com dois homens saudáveis
súditos, e dois com lesão medular (SCI) do sexo masculino.
Os sujeitos foram capazes de suportar de forma independente,foram cerca de
180 centímetros de altura e pesava entre 61 kg e 93 kg. o
indivíduos foram submetidos a vibrações usando dois vibração
plataformas, um dispositivo fabricado pela exógena e um dispositivo
fabricados pela MacMillan Bloorview infantil
Centro especificamente para TRI. O dispositivo exógena foi usado para
aplicar as vibrações verticais em uma freqüência fundamental de
30 Hz. O dispositivo foi projetado para ter um pico a pico
deslocamento de 0,1 mm. O dispositivo TRI foi usado para aplicar
as vibrações horizontais em uma variedadede freqüências. o
dispositivo foi projetado para ter um deslocamento de pico a picode
3,0 mm. Acelerações foram medidas em x-y-e zdirections
usando 12 Atech Instruments 3041A4
acelerômetros. Os acelerómetros foram alimentados por uma
Atech Instruments 12 canais unidade de potência atual fonte.
A placa de aquisição de dados foi conectado a um PC, e dados
foi gravado em uma freqüência de amostragem de 1000 Hz. o
dispositivo restritivo, o que garantiu segurança e estabilidade do
Assuntos SCI durante o julgamento clínico prévio, realizado a
assuntos em local próximo ou no quadril, dependendo específicas
feita de uma estrutura de alumínio, uma plataforma de madeira euma espuma
cinta.
O procedimento seguinte foi realizado com cada
assunto para cada tipo diferente de terapia separadamente.
1. Os acelerômetros foram montados em três lados de quatro
blocos quadrados de montagem.
2. Os blocos de montagem foram anexados ao do sujeito
haste, coxa e quadril com cordas e duas faces
fita.
3. Enquanto o assunto estava a ser assistida pelo equilíbrio, o
dispositivo vibratório foi ligado. A assistência foi
retirados quando o assunto era confortável na
vibração do dispositivo.
4. Uma vez que o sistema tinha alcançado steady-state (esta
aconteceu em poucos segundos), as acelerações da base
haste, prato, coxa e do quadril foram registrados através do
acelerômetros para cerca de 60 segundos.
RMS análise de aceleração e análise no domínio da freqüência
usando o Fast Fourier Transform (FFT) foram realizados em cada
conjunto de dados em Matlab. Pé para a tíbia eo fêmur pé paraRMS
índices de aceleração também foram calculados para cada assunto
IV. RESULTADOS 
Os resultados experimentais mostraram comportamento que foi 
em geral, como esperado. A magnitude da RMS 
aceleração foi tipicamente mostrada para diminuir a partir do segmento 
para o segmento em movimento do pé para a parte superior do corpo, e os 
conteúdo de alta freqüência dos sinais de aceleração foi 
fortemente atenuada por segmentos corporais sucessivas em todas as 
os sujeitos. 
Quando SCI e dados sujeitos saudáveis ​​foram comparados, o 
resultados em geral mostraram diferenças insignificantes no 
propriedades mecânicas destes dois grupos de indivíduos. RMS 
proporções variadas de aceleração muito mais entre os indivíduos com 
tipos de corpo diferentes do que entre indivíduos saudáveis ​​e SCI. 
Todos os indivíduos exibido respostas de freqüência similar, 
independentemente do tipo de corpo ou estado de saúde. 
Quase completamente uniforme, os dados mostraram uma 
aumento do pé para a tíbia eo pé para a aceleração do fêmur 
valores da relação quando o assunto era restrito, tanto para 
indivíduos saudáveis ​​e para a SCI assunto No. 2. O mais 
notáveis ​​exceções a esta tendência foram a medida do quadril 
acelerações. Estas acelerações foram mostrados para diminuir 
quando o dispositivo restritivo foi aplicada na maioria dos casos.Em 
contraste com os indivíduos saudáveis ​​e sujeito SCI No. 2, SCI 
Não. assunto 1 mostrou diminui uniforme em relação a aceleração 
valores durante a terapia restrito. 
Os dados mostraram FFT que o conteúdo de freqüência do 
sinais de entrada e de saída foi muito semelhante. Apesar de alguns 
freqüências que estavam presentes no sinal de entrada não foram 
presente na mesma magnitude nos sinais de saída, não
eram poucos, se houver, as freqüências presentes no sinal de saída
que não estavam presentes no sinal de entrada.
Quando simulado com os sinais de entrada gravada, a
modelo deu resultados que eram consistentes com o esperado
comportamento, e razoavelmente consistente com o experimental
de dados. Completamente uniforme, o modelo não remove
conteúdo de freqüência suficientemente alta do sinal de entrada e fez
não atenuar o sinal de entrada o suficiente para corresponder à
dados experimentais exatamente. Os coeficientes deamortecimento do
modelo foi modificado em uma tentativa de reduzir a alta freqüência
conteúdo nos sinais de saída e, em alguns casos, isso
melhorou significativamente as previsões do modelo. Figura 2
shows típicos resultados experimentais sobrepostos em cima de resultados
a partir de uma simulação do modelo.
Os resultados também mostraram que a direção z
acelerações (acelerações horizontal causando lado-a-lado
movimento do corpo) presentes no sistema foram significativas
durante todos os tipos de terapia da vibração. Em alguns casoszdirection,
acelerações foram maiores do que x ou y-direção
acelerações. Índices de aceleração em todas as direçõesestavam em
da mesma ordem de magnitude para todos os sujeitos.acelerações
em todas as direções foram menores durante a terapia com o
Dispositivo exógena.
CONCLUSÃO V.
Os resultados experimentais demonstram que, embora
estado de saúde sujeito era um fator insignificante em humanos
respostas à vibração terapia diferenças (ou seja desprezível
entre sãos assuntos e com lesão medular
indivíduos), tipo de corpo tema foi um fator significativo. o
resultados também mostram que as respostas à terapia com e sem
o dispositivo restritivo e respostas à terapia com o
dois dispositivos diferentes eram bem diferentes.
A análise FFT do sinal de aceleração indica
que o corpo humano pode ser representado como um linear
sistema mecânico durante a terapia de vibração, becaus conteúdo de freqüência dos sinais de entrada e de saída foi
similar. RMS análise do pé para a tíbia eo fêmur pé
índices de aceleração em cada direção sugerem que um
modelo desacoplado seria adequada para prever a resposta
do corpo humano para terapia da vibração. modelosdesacoplados
têm se mostrado razoavelmente coincidir com os dados experimentais
quando prever as respostas humanas à vibração [6].
Desenvolvimento de um modelo tridimensional com desacoplado
flexível tíbia e fêmur segmentos está sendo conduzido para
produzir estimativas preliminares dos campos de tensãopresentes em
a tíbia eo fêmur durante a terapia da vibração