Summary
Analisamos a cinemática articular a partir de dados de tomografia computadorizada quadridimensional. O método sequencial de registro 3D-3D fornece semiautomaticamente a cinemática do osso em movimento com relação ao osso sujeito a partir de dados de tomografia computadorizada quadridimensionais.
Abstract
A tomografia computadorizada quadridimensional (4DCT) fornece uma série de dados de volume e visualiza movimentos articulares. No entanto, a análise numérica dos dados 4DCT continua a ser difícil porque a segmentação em todos os quadros volumétricos é demorada. O objetivo é analisar a cinemática conjunta usando uma técnica sequencial de registro 3D-3D para fornecer a cinemática do osso em movimento com relação ao osso fixo semiautomaticamente usando dados 4DCT DICOM e software existente. Os dados de superfície dos ossos de origem são reconstruídos a partir do 3DCT. Os dados de superfície aparados são, respectivamente, combinados com dados de superfície do primeiro quadro em 4DCT. Estas superfícies aparadas são sequencialmente combinadas até o último quadro. Esses processos fornecem informações posicionais para ossos-alvo em todos os quadros do 4DCT. Uma vez que os sistemas de coordenação dos ossos alvo são decididos, os ângulos de tradução e rotação entre quaisquer dois ossos podem ser calculados. Esta análise 4DCT oferece vantagens em análises cinemáticas de estruturas complexas, como carpal ou ossos tarsal. No entanto, movimentos rápidos ou em grande escala não podem ser rastreados por causa de artefatos de movimento.
Introduction
A cinemática articular tem sido descrita usando uma série de metodologias, como sensores de captura de movimento, registro 2D-3D e estudos cadavéricos. Cada método tem vantagens e desvantagens específicas. Por exemplo, sensores de captura de movimento podem medir movimentos rápidos e em larga escala usando câmeras infravermelhas com ou sem sensores no assunto1,2. No entanto, estes métodos medem o movimento da pele para inferir a cinemática articular e, portanto, contêm erros de movimento da pele3.
Estudos cadavéricos têm sido utilizados para avaliar faixas de movimento, instabilidade e áreas de contato4,5,6. Essa abordagem pode medir pequenas alterações nas pequenas articulações usando TC ou sensores ópticos ligados diretamente ao osso usando pinos ou parafusos. Modelos cadavéricos podem avaliar principalmente movimentos passivos, embora múltiplos atuadores tenham sido usados para aplicar forças externas aos tendões para simular o movimento dinâmico7. O movimento conjunto ativo pode ser medido por técnicas de registro 2D-3D, combinando imagens 3DCT com imagens de fluoroscopia 2D. Embora a precisão do processo de registro permaneça controversa, a precisão relatada é geralmente alta o suficiente para grandes cinemáticas conjuntas8,9. No entanto, este método não pode ser aplicado a pequenos ossos ou ossos múltiplos em espaços estreitos.
Em contraste, o 4DCT é um método dinâmico de TC que obtém uma série de dados volumétricos. Movimentos conjuntos ativos podem ser analisados usando essa abordagem10. Esta tecnologia fornece dados posicionais 3D precisos de todas as substâncias dentro do pórtico do CT. Os movimentos conjuntos 3D são claramente visualizados em um espectador. No entanto, descrever a cinemática conjunta de uma série de dados de volume ainda é difícil, porque todos os ossos estão se movendo e nenhum marco pode ser rastreado durante os movimentos ativos in vivo.
Desenvolvemos um método para análise 4DCT que fornece a cinemática conjunta in vivo de ossos inteiros ao redor da articulação durante movimentos ativos. O objetivo deste artigo é apresentar nosso método, a técnica sequencial de registro 3D-3D para análise 4DCT, e mostrar resultados representativos obtidos usando este método.
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Protocol
Todos os métodos aqui descritos foram aprovados pelo Conselho de Revisão Institucional da Escola de Medicina da Universidade de Keio.
NOTA: A cinemática articular é medida pela reconstrução do movimento de um osso em movimento em torno de um osso fixo. Para a cinemática da articulação do joelho, o fêmur é definido como o osso fixo e a tíbia é definida como o osso em movimento.
1. Protocolo de imagem ct
- Configure a máquina de TC. Adquirir exames de TC com um sistema de TC de 320 linhas de detector para permitir múltiplas fases de dados de volume 3D com cobertura craniocaudal de 160 mm. Por exemplo, na análise da cinemática do joelho, a aquisição de imagem consiste em 51 varreduras de volume com um tempo de rotação de 0,275 s, e todas as imagens são reconstruídas usando meia reconstrução, de modo que a resolução temporal é de aproximadamente 0,16 s.
- Use os seguintes parâmetros de digitalização: tensão de pico do tubo = 100 kVp; corrente do tubo = 40 mA; cobertura de digitalização = 160 mm; tamanho da matriz= 512 x 512 pixels; e espessura da seção de reconstrução e intervalo de seção = 0,5 mm.
- Coloque a articulação alvo do assunto dentro do pórtico ct na posição inicial do exame 4DCT (Figura 1).
- Antes do exame ct, ensaiar os movimentos da articulação desde a posição inicial até a posição final dentro do tempo de exame necessário. Peça ao sujeito que mova a articulação durante o tempo de digitalização das 10.275 e obtenha uma série de dados de volume. Guarde os dados sequenciais de volume no formato DICOM.
- Executar 3DCT estático de todos os ossos alvo e armazenar os dados em formato DICOM.
2. Reconstrução de superfície
- Realizar segmentação semiautomática de dados 3DCT (Figura 2A).
- Carregue os dados ct dicom selecionando todos os arquivos DICOM dos dados 3DCT estáticos.
- Abra o campo da etiqueta clicando em EitNew Label Field e verifique qual o valor de atenuação de TC limite é apropriado para extrair osso cortical do osso de origem. Selecione materiais com valores de atenuação de TC acima do limite. Por exemplo, o limiar do córtex ósseo para um sujeito jovem é definido como 250. Verifique o rótulo para seleção de córtex ósseo e modifique manualmente a demarcação usando uma ferramenta de edição para consistência com a forma do osso.
- Gere os dados de superfície (malinas tritriângulos) a partir dos dados de posição do córtex ósseo rotulados (nuvem de ponto no software). Guarde os dados de superfície exportando dados no formato Linguagem Triangulada Padrão (STL).
- Clique em gerar superfície| Aplique no rótulo do osso cortical. Clique em Arquivo| Dados de exportação como | STL Binary Little Endian para salvar os dados de superfície em formato STL.
- Realizar segmentação automática de dados de volume 4DCT (Figura 2B).
NOTA: Cada quadro dos dados do DICOM inclui a distribuição dos valores de atenuação da TC no pórtico ct.- Defina o limiar do córtex ósseo como em TC estático e extrato dados geométricos que mostram valores de atenuação de TC acima do limiar de todos os 51 quadros dos dados 4DCT usando o módulo de leitura DICOM no software de programação. Ajuste o limiar de acordo com a densidade óssea do osso de origem. Por exemplo, para o osso osteoporótico, defina o limiar mais baixo.
- Traduzir todos os dados posicionais que já foram obtidos na etapa anterior em um formato que pode ser interpretado por software de processamento de imagem (por exemplo, Avizo). No software de processamento de imagem, reconstrua todos os dados de superfície da nuvem de ponto com valores de atenuação de TC mais elevados do que o limite para todos os quadros 4DCT usando um script de processamento em lote. O software de processamento de imagem contém a função de ler o script e exportar os dados de superfície dos dados da série DICOM automaticamente. O script do lote é mostrado no Arquivo de Codificação Suplementar.
3. Registro de imagem
NOTA: Nesta etapa, reconstrua os movimentos do osso em movimento com relação ao osso fixo dos dados brutos do DICOM 4DCT.
- Realize o registro de superfície do 3DCT estático para o primeiro quadro do 4DCT.
- Apare os ossos em um 3DCT estático em dados parciais do segmento que estão incluídos em todos os quadros de 4DCT para uso com o algoritmo11 do ponto mais próximo iterativo (ICP) no software de edição de malha 3D usando a função Selecionando o Rosto (Figura 3A)encaminhando dados de filmes 4DCT. Os dados de superfície do 4DCT são apenas segmentos parciais que estão incluídos em cada imagem de volume porque o registro de superfície exige que um ponto de dados de superfície esteja incluído em outra superfície.
- Escolha três marcos nos ossos fixos e em movimento que podem ser facilmente identificados a partir da superfície 3DCT aparada e os dados de superfície do primeiro quadro de 4DCT no software de edição de malha 3D usando a função PickPoints (Figura 3B).
- Combine os ossos fixos e móveis parciais aproximadamente no primeiro quadro dos dados de superfície 4DCT (Figura 3C)de acordo com os marcos escolhidos em 3.1.2. Em seguida, realize o registro de superfície usando o algoritmoICP 11 usando o software de código aberto (por exemplo, VTK).
NOTA: Este processo fornece matrizes homogêneas da transformação dos ossos fixos e moventes do 3DCT estático ao primeiro frame de 4DCT(figura 3D). Estas matrizes são 4 x 4 matrizes consistindo de rotação e tradução, como mostrado na Figura 4. A matriz de transformação que causa a ação reversa também pode ser calculada.
- Realizar registro de superfície sequencial(Figura 5).
- Combine as superfícies parciais do osso fixo e em movimento no primeiro quadro 4DCT nos dados de superfície do segundo quadro. Em seguida, combine as superfícies parciais do quadro ith para o (i + 1)º quadro de 4DCT sequencialmente. Repita este processo até o último quadro do 4DCT por programação com o uso do módulo ICP no software de código aberto.
- Calcule matrizes de transformação do 3DCT estático para todos os quadros em 4DCT de acordo com os resultados de 3,1 e 3,2.
- Reconstrua o movimento de osso em movimento em relação ao osso fixo(Figura 6).
- Reconstrua a cinemática do osso em movimento com relação ao osso fixo das matrizes que representam a transformação do 3DCT estático para cada estrutura 4DCT. Defina os sistemas de coordenação dos ossos fixos e móveis quando os parâmetros de rotação são medidos (por exemplo, ângulo de flexão ou ângulo de rotação calculado pelo ângulo Euler/Cardan)12,13,14.
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Representative Results
Descrevemos o movimento da tíbia durante a extensão do joelho. A articulação do joelho foi posicionada no pórtico ct. Um travesseiro triângulo foi usado para suportar o fêmur na posição inicial. O joelho foi estendido a uma posição reta sobre o curso de 10 s. A exposição da radiação foi medida. Além do 4DCT, foi realizada 3DCT estática de fêmur, tíbia e patela. Os dados superficiais de todo o fêmur e tíbia foram reconstruídos. O limiar para os números hu do córtex ósseo foi definido como 250 HU e os dados de superfície de todos os 51 quadros foram reconstruídos.
O fêmur e a tíbia foram cortados em dados parciais de superfície que foram incluídos em todos os quadros 4DCT verificando visualmente os dados do filme 4DCT, que é criado no software 4DCT pré-definido. Nas superfícies 3DCT estáticas e no primeiro quadro do 4DCT, os marcos de cada segmento foram traçados. No fêmur, foram identificados os epicondyles mediais e laterais e o entalhe intercondylar. Na tíbia, as extremidades mediais e laterais da superfície articular e a tuberosidade tibial também foram identificadas como marcos correspondentes. Os dados parciais da superfície do fêmur e da tíbia foram aproximadamente combinados com o primeiro quadro dos dados 4DCT de acordo com estes três marcos. Essas superfícies foram então completamente combinadas usando o algoritmo ICP.
Segmentos parciais do fêmur e da tíbia do primeiro quadro foram combinados com toda a superfície no segundo quadro. Fragmentos parciais noquadro i foram, portanto, combinados com os dados de superfície inteira do (i + 1)º quadro sequencialmente. No algoritmo icp, os critérios de convergência para a distância média entre as iterações foi definido como 0,01 mm.
O fêmur foi definido como o osso fixo e a tíbia como o osso em movimento. A matriz 4 x 4 que descreve a tradução e a rotação do sistema de coordenadas globais nos dados originais do CT DICOM para o sistema de coordenadalocal do osso fixo é calculada. O sistema de coordenação do fêmur e da tíbia foi definido de acordo com um relatório anterior15. Calculamos o movimento da tíbia dos ângulos Euler/Cardan em ordem 'zxy', ou seja, flexão, varus e rotação interna, nessa ordem14.
Nosso método depende da precisão do registro de imagem dos segmentos parciais em todos os dados de superfície. Validamos a precisão do registro parcial da superfície diminuindo o comprimento do fêmur e da tíbia de forma incremental em 1% ao longo do eixo longo de 20%-1%. O registro superficial de segmentos parciais para os ossos inteiros foi realizado para todo o conjunto de comprimentos do fêmur e da tíbia, e erros de rotação e tradução dos parâmetros calculados a partir de ossos inteiros foram avaliados.
Os resultados mostraram que o ângulo varus da tíbia diminuiu gradualmente à medida que a tíbia foi estendida(Figura 7). A rotação externa tibial aumentou no final da extensão. Esta rotação externa corresponde com o "movimento da casa parafuso" do joelho em relatórios anteriores16,17.
A estimativa efetiva da dose para este protocolo de TC foi de 0,075 mSv, conforme determinado pela medição do produto de dose de comprimento (187,5 mGy' cm) e coeficientes normalizados apropriados (0,0004) conforme relatado na literatura18.
Na validação, gráficos do erro de tradução e rotação mostram que o erro foi tolerável para comprimentos de fêmur mais de 9% de todo o comprimento e tibia comprimentos superiores a 7% de todo o comprimento (Figura 8). Com 10% do comprimento do fêmur e 8% do comprimento da tíbia, os erros foram de 0,02° para rotação varus/valgus, 0,02° para rotação interna/externa, 0,01° para rotação de extensão/flexão, 0,10 mm para posterior de tradução/posterior anterior, 0,14 mm para tradução proximal/distal, e 0,11 mm de tradução lateral/medial. Esses erros de tradução são considerados insignificantes porque a espessura da fatia de TC é de 0,5 mm e excede o tamanho do erro. Os erros de rotação internos e externos tenderam a flutuar. Isto foi pensado para ser causado pelo ajuste mínimo local para a rotação iterativa ao longo da linha central longa devido à forma simétrica da superfície comum tibial.
Como dados adicionais, a cinemática patelar também foi calculada usando o mesmo método. Demonstramos a inclinação lateral da patela rastreando a norma da superfície patelar correspondente ao ângulo de flexão do joelho, conforme calculado a partir da análise da tíbia(Figura Suplementar 1).
Figura 1: Aquisição do 4DCT. O exame 4DCT para extensão do joelho. O sujeito é instruído a deitar-se e posicionar o joelho no pórtico ct. Na posição inicial, o joelho é definido na posição flexionada e estendido dentro de 10 s após o início do exame. Neste número, o sujeito estende o joelho de 60° de flexão para extensão máxima em 10 s. Por favor, clique aqui para ver uma versão maior deste número.
Figura 2: Reconstrução de dados de superfície. (A) Os dados de superfície de todo o fêmur (osso fixo) e tíbia inteira (osso em movimento) são reconstruídos. (B)Usando dados DICOM do 4DCT, os dados posicionais do córtex ósseo que mostram valores de atenuação tcacima acima do limiar são extraídos em cada quadro. Esses dados posicionais são inseridos no software e os dados de superfície de todos os quadros são reconstruídos. O fêmur também se move (seta verde) em relação à tíbia (seta azul). Clique aqui para ver uma versão maior deste número.
Figura 3: Registro de superfície. (A)Os dados de superfície dos ossos fixos e móveis do 3DCT são reduzidos em segmentos parciais que estão incluídos em todos os quadros 4DCT porque os dados de superfície do 4DCT são apenas segmentos parciais, que estão incluídos no pórtico ct. (B) Três marcos são escolhidos nos segmentos parciais do 3DCT estático e no primeiro quadro do 4DCT. (C)Os segmentos parciais são combinados com o primeiro quadro de acordo com os marcos. (D)O algoritmo de ponto mais próximo iterativo (ICP) é aplicado para combinar dados de superfície. Clique aqui para ver uma versão maior deste número.
Figura 4: A matriz de transformação é calculada a partir do registro de superfície. (A)A tradução e rotação de dados de superfície podem ser descritas em uma matriz 4 x 4 (matriz de transformação homogênea). Mref representa a matriz do osso fixo e Mobj representa a matriz do osso em movimento. O valor direito mais baixo representa a posição inicial e o valor superior esquerdo representa a posição-alvo. Por exemplo, 1Mrefs traduz o osso fixo na posição 3DCT estática para o osso fixo no primeiro quadro de 4DCT. (B)A matriz de rotação é uma matriz 4 x 4. R3 é uma matriz 3 x 3 que define rotação e d é uma matriz 1 x 3 que define tradução. tR3 é uma matriz transversal de R3. (C)A parte superior direita "inv" significa a matriz de ação reversa. Clique aqui para ver uma versão maior deste número.
Figura 5: Etapas do registo de superfície seqüencial de todos os frames. A diferença entre ith e (i + 1)º quadros é muito pequeno. Segmentos parciais doi º quadro podem ser combinados com dados de superfície inteiros do (i + 1)º quadro apenas pelo algoritmo ICP. O registro de superfície é repetido sequencialmente até o último quadro. A matriz de transformação do 3DCT estático para cada quadro(iMs)é calculada. Clique aqui para ver uma versão maior deste número.
Figura 6: Ângulos de rotação são calculados usando os sistemas de coordenada sumos definidos dos ossos fixos e em movimento. (A)O sistema de coordenação do osso fixo é definido15. As matrizes de rotação do 3DCT estático para o sistema de coordenadas local do osso fixo(LMrefS)são calculadas. (B) O sistema de coordenação do osso em movimento é definido e desenhado sobre o osso fixo em seu sistema de coordenada local15. Matrizes de rotação do osso em movimento local para o sistema de coordenadalocal do osso fixo são calculadas(Mi). A partir dessas matrizes, ângulos do osso em movimento em relação ao osso fixo são calculados usando o ângulo Euler/Cardan. Clique aqui para ver uma versão maior deste número.
Figura 7: Os resultados representativos mostram a cinemática da tíbia durante a extensão do joelho. (A)Extensão da tíbia. A partir do quadro inicial, a tíbia é estendida quase constantemente e a velocidade de extensão aumenta em torno do quadro final. (B) Rotação interna tibial. O eixo transversal é o ângulo de extensão tibial. A tíbia gira internamente para 10° de flexão e gira externamente até o quadro final. (C)Os ângulos de valgus aumentam constantemente durante todos os quadros de extensão do joelho. Clique aqui para ver uma versão maior deste número.
Figura 8: Validação do registro de superfície do segmento parcial para todo o osso. Os comprimentos do fêmur e da tíbia são diminuídos incremental por 1% ao longo da linha central longa de 20%-1%. O registro de superfície de segmentos parciais para ossos inteiros é realizado para todos os conjuntos de comprimentos do fêmur e da tíbia, e erros de rotação e tradução dos parâmetros calculados a partir de ossos inteiros são avaliados. A análise da perturbação é mostrada na Figura Suplementar 2. Clique aqui para ver uma versão maior deste número.
Figura suplementar 1: Cinemática patelar durante a extensão do joelho. A cinemática patelar também é calculada usando o mesmo método. (A)Uma superfície estava cabida nos dados de superfície da patela. A norma da superfície apontando anteriormente é calculada. A inclinação lateral é definida como o ângulo de inclinação lateral da norma no sistema de coordenação do fêmur. (B) A inclinação lateral patelar durante a extensão do joelho é traçada correspondente à extensão do joelho, conforme calculado a partir de cinemática tibial. Clique aqui para ver uma versão maior deste número.
Figura suplementar 2: Análise de perturbação. Clique aqui para ver uma versão maior deste número.
Arquivo de codificação suplementar. Por favor, clique aqui para baixar este arquivo.
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Discussion
Nosso método permite a visualização e quantificação dos movimentos de ossos inteiros e fornece dados posicionais numéricos do osso em movimento com relação ao osso fixo a partir de dados 4DCT. Muitas ferramentas foram sugeridas para medir a cinemática conjunta. Marcadores de pele de movimento podem analisar os movimentos totais do corpo ao longo de um longo tempo. No entanto, este método contém erros de movimento da pele3. A cinemática articular deve ser estimada a partir do movimento dos ossos adjacentes. O método de registro 2D-3D usa fluoroscopia e infere a cinemática 3D a partir de imagens 2D sequenciais. Erros translacionais ainda estão presentes, embora o software de análise tenha evoluído para dar conta disso. Muitos estudos cadavéricos mediram a cinemática articular ao tirar imagens de TC em diferentes posições decadáveres 19. No entanto, estes representam movimentos passivos de imagens 3D estáticas sequenciais e, portanto, diferem qualitativamente dos movimentos ativos.
Há vários passos críticos neste protocolo. Os dados de superfície do 3DCT devem ser criados precisamente porque essa qualidade afeta a precisão do registro de superfície inicial para o primeiro quadro de 4DCT. Ao redor da área articular, o limiar para o córtex ósseo pode ser diferente do eixo ósseo. O ajuste do limiar será necessário quando a borda do córtex ósseo não estiver clara. Uma vez que o registro de superfície de todos os quadros é terminado, o movimento reconstruído deve ser verificado. Se o registro de superfície para um quadro falhar, o registro de superfície automatizado pode ser reiniciado a partir do próximo quadro, escolhendo os marcos no próximo quadro e repetindo o protocolo.
O método 4DCT fornece dados sequenciais de volume com precisão quase tão alta quanto o 3DCT estático porque os dados do CT DICOM contêm valores coordenados absolutos de todos os tecidos no pórtico de TC. Vários estudos têm utilizado 4DCT para investigações de cinemática conjunta20,21. No entanto, na maioria, os observadores escolheram marcos de vários quadros e calcularam os parâmetros (por exemplo, ângulos, tradução). Esses processos de análise de dados contêm erro humano que leva a erro de medição. Nosso método de registro de superfície fornece alta precisão de correspondência de imagem. Uma vez traçados, os marcos para os parâmetros podem ser rastreados de acordo com a forma da superfície em cada quadro. Teoricamente, a segmentação manual de superfície para todos os quadros 4DCT fornece os dados mais precisos, mas esse processo é muito intensivo em tempo. Recentemente, 4DCT tem sido usado para análise de movimento para articulações do pulso, porque os ossos do carpo são estruturas pequenas e sobrepostas22. Houve vários relatos sobre rastreamento automatizado de ossos23,24. Goto et al. analisaram os movimentos dos dedos usando coeficientes de correlação normalizados que detectam a semelhança entre duas imagens25. Usamos o registro de superfície porque a posição da superfície do córtex ósseo é o marco mais importante para descrever a cinemática articular.
Usamos um algoritmo de ponto mais próximo iterativo para rastrear o movimento dos dados de superfície em todos os quadros. Um algoritmo de ponto mais próximo iterativo corresponde a dois grupos de nuvens de ponto ou dados de superfície para minimizar a distância superfície-superfície11, mas tem várias desvantagens. Este algoritmo é geralmente usado para combinar duas superfícies próximas. Portanto, quando as duas superfícies estão localizadas distantes uma da outra, o registro ocorreria na posição "mínima local", não na verdadeira posição combinada26. Nós superamos esta desvantagem, tendo três marcos em cada osso no início. As duas superfícies são aproximadamente combinadas de acordo com estes três marcos. A partir dessas duas posições, o ICP serve como a posição mais próxima. A taxa de quadros de 4DCT é muito curta (0,2 s), de modo que a posição superficial no quadro atual está próxima da posição de superfície no próximo quadro. Em casos de câmera conjunta lenta, a etapa de jogo áspero não será necessária para um novo registro de superfície sequencial quadro-a-quadro. Além disso, a relação entre a totalidade dos dois ossos é reproduzida, combinando todos os dados de superfície 3DCT estáticos em dados parciais da superfície do quadro 4DCT. Geralmente, o sistema de coordenação do osso é definido a partir de sua totalidade12,27. A reconstrução de todo o movimento ósseo contribui assim para a descrição dos ângulos articulares. Essa precisão depende em grande parte do registro de superfície da superfície parcial em todos os dados de superfície. Nos dados representativos, demonstramos que a disponibilidade de mais de 10% dos segmentos proporciona precisão suficiente para a articulação do joelho.
Os dados de TC fornecem todos os dados posicionais incluídos na área do pórtico de TC. A qualidade dos dados depende unicamente da qualidade da máquina de TC. Este método pode, assim, ser aplicado a pequenos ossos ou ossos múltiplos, como os ossos do carpo, que são difíceis de rastrear por registro 2D-3D.
Várias limitações devem ser mencionadas. Primeiro, o ICP depende da forma do segmento parcial. ICP é mais preciso quando a superfície tem características geométricas, como esporas ósseas ou bordas corticais. Por outro lado, quando a forma superficial é simétrica, como a cabeça radial ou sesamóide, icp irá fornecer uma rotação errada da superfície original. Além disso, o ICP também depende da qualidade dos dados de superfície. No caso de ossos osteoporóticos, a reconstrução da superfície depende em grande parte da segmentação manual. Isso pode levar a erros interobservadores. Recentemente, a segmentação computadorizada do tecido em fatias do CT foi desenvolvida. No entanto, a segmentação manual humana ainda é considerada mais confiável ao identificar tecidos específicos28,29. Embora a qualidade da imagem ct não possa ser alterada, outras limitações podem ser superadas pela segmentação e registro de superfície manual. Em segundo lugar, quando o movimento da articulação é muito rápido, este método não pode rastrear os movimentos ósseos, porque as imagens de TC ficam borradas30. O registro de superfície frame-to-frame falha então porque as duas superfícies são demasiado distantes. A velocidade tolerável depende da articulação alvo, pois a morfologia articular afeta a taxa de sucesso do registro de superfície. Estudos de tolerância à velocidade para cada articulação serão necessários no futuro. Além disso, o movimento conjunto deve ser realizado dentro do pórtico ct. Portanto, para análise de carga de cinemática, sensores ópticos ou registro 2D-2D são os melhores.
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Disclosures
Os autores não têm interesses financeiros concorrentes.
Acknowledgments
Este estudo foi aprovado pelo Conselho de Revisão Institucional da nossa instituição (número de aprovação: 20150128).
Materials
| Name | Company | Catalog Number | Comments |
| 4DCT scanner | Canon medical systems (Tochigi, Japan) | N/A | 4DCT scan, Static 3DCT scan |
| AVIZO(9.3.0)* | Thermo Fisher Scientific (OR, USA) | Image processing software. Surface reconstruction from CT DICOM data and point cloud data. * Ryan, T. M. & Walker, A. Trabecular bone structure in the humeral and femoral heads of anthropoid primates. Anat Rec (Hoboken). 293 (4), 719-729, doi:10.1002/ar.21139, (2010). |
|
| Meshlab** | ISTI (Pisa, Italy) | N/A | Surface trimming and landmark picking ** MeshLab: an Open-Source Mesh Processing Tool. Sixth Eurographics Italian Chapter Conference, page 129-136, 2008. P. Cignoni, M. Callieri, M. Corsini, M. Dellepiane, F. Ganovelli, G. Ranzuglia |
| VTK(6.3.0)*** | Kitware (New York, USA) | N/A | Iterative Closest Points algorithm. Used in python language programming. *** https://vtk.org |
| Python(3.6.1) | Python Software Foundation | N/A | DICOM file processing to extract the point cloud from the bone cortex ('dicom.py' module). Calculation of the rotation matrices. (Numpy module) Sequential image regestration using ICP algorithm |
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