Waiting
Login processing...

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

Bioengineering

Måling af 3D In-vivo Skulder kinematics ved hjælp af Biplanar Videoradiography

Published: March 12, 2021 doi: 10.3791/62210
Automatic Translation
1, 1, 1
1Bone and Joint Center, Department of Orthopaedic Surgery, Henry Ford Health System

Summary

Biplan videoradiografi kan kvantificere skulder kinematik med en høj grad af nøjagtighed. Protokollen beskrevet heri var specielt designet til at spore scapula, humerus, og ribbenene under planar humeral elevation, og skitserer procedurerne for dataindsamling, behandling og analyse. Unikke overvejelser i forbindelse med dataindsamling er også beskrevet.

Abstract

Skulderen er en af den menneskelige krops mest komplekse fælles systemer, med bevægelse sker gennem koordinerede aktioner af fire individuelle led, flere ledbånd, og ca 20 muskler. Desværre, skulder patologier (f.eks rotator manchet tårer, fælles forskydninger, gigt) er almindelige, hvilket resulterer i betydelige smerter, handicap, og nedsat livskvalitet. Den specifikke ætiologi for mange af disse patologiske tilstande er ikke fuldt forstået, men det er almindeligt accepteret, at skulderpatologi ofte er forbundet med ændret fælles bevægelse. Desværre er måling af skulderbevægelse med den nødvendige nøjagtighed til at undersøge bevægelsesbaserede hypoteser ikke trivielt. Men radiografiske-baserede bevægelsesmåling teknikker har givet de nødvendige fremskridt til at undersøge bevægelsesbaserede hypoteser og give en mekanistisk forståelse af skulder funktion. Formålet med denne artikel er således at beskrive tilgangene til måling af skulderbevægelse ved hjælp af et brugerdefineret biplanar videoradiografisystem. De specifikke mål med denne artikel er at beskrive protokollerne til at erhverve biplanar videoradiographic billeder af skulderkomplekset, erhverve CT-scanninger, udvikle 3D-knoglemodeller, lokalisere anatomiske vartegn, spore humerusens position og orientering, scapula og torso fra de toplanariske radiografiske billeder og beregne de kinemmatiske resultatforanstaltninger. Derudover vil artiklen beskrive særlige overvejelser, der er unikke for skulderen, når de måler led kinematik ved hjælp af denne tilgang.

Introduction

Skulderen er en af den menneskelige krops mest komplekse fælles systemer, med bevægelse sker gennem koordinerede aktioner af fire individuelle led, flere ledbånd, og ca 20 muskler. Skulderen har også den største vifte af bevægelse af kroppens store led og er ofte beskrevet som et kompromis mellem mobilitet og stabilitet. Desværre, skulder patologier er almindelige, hvilket resulterer i betydelige smerter, handicap, og nedsat livskvalitet. For eksempel, rotator manchet tårer påvirker omkring 40% af befolkningen over 601,2,3, med ca 250.000 rotator manchet reparationer udføres årligt4, og en anslået økonomisk byrde på $3-5 milliarder om året i USA5. Derudover, skulder forskydninger er almindelige og er ofte forbundet med kronisk dysfunktion6. Endelig glenohumeral led slidgigt (OA) er et andet væsentligt klinisk problem, der involverer skulderen, med befolkningsundersøgelser viser, at omkring 15%-20% af voksne over 65 år har radiografiske beviser for glenohumeral OA7,8. Disse betingelser er smertefulde, forringe aktivitetsniveauer, og mindske livskvaliteten.

Selv om patogenerne af disse betingelser ikke er fuldt forstået, er det almindeligt accepteret, at ændret skulder bevægelse er forbundet med mange skulder patologier9,10,11. Specifikt kan unormal fælles bevægelse bidrage til patologien9,12, eller at patologien kan føre til unormal fælles bevægelse13,14. Forholdet mellem fælles bevægelse og patologi er sandsynligvis komplekse, og subtile ændringer i fælles bevægelse kan være vigtige i skulderen. For eksempel, selv om kantede bevægelse er den fremherskende bevægelse, der forekommer på glenohumeral fælles, fælles oversættelser også forekomme under skulder bevægelse. Under normale forhold overstiger disse oversættelser sandsynligvis ikke flere millimeter15,16,17,18,19, og kan derfor være under niveauet for in vivo nøjagtighed for nogle måleteknikker. Selv om det kan være fristende at antage, at små afvigelser i fælles bevægelse kan have ringe klinisk virkning, Er det vigtigt også at erkende, at den kumulative effekt af subtile afvigelser over års skulder aktivitet kan overstige den enkeltes tærskel for væv healing og reparation. Desuden er in-vivo kræfter på glenohumeral fælles ikke ligegyldige. Ved hjælp af brugerdefinerede instrumenterede glenohumeral fælles implantater, tidligere undersøgelser har vist, at hæve en 2 kg vægt til hovedhøjde med en udstrakt arm kan resultere i glenohumeral fælles kræfter, der kan variere fra 70% til 238% af kropsvægt20,21,22. Derfor kan kombinationen af subtile ændringer i ledbevægelse og høje kræfter koncentreret over glenoidens lille bærende overfladeareal bidrage til udviklingen af degenerative skulderpatologier.

Historisk set er målingen af skulderbevægelse blevet udført gennem en række eksperimentelle tilgange. Disse tilgange har inkluderet brugen af komplekse kadaveriske testsystemer designet til at simulere skulderbevægelse23,24,25,26,27, videobaserede bevægelsesoptagelsessystemer med overflademarkører28,29,31, overflademonterede elektromagnetiske sensorer32,33,34,35 , knoglenåle med reflekterende markører eller andre sensorer, der er fastgjort36,37,38, statisk todimensionel medicinsk billeddannelse (dvs. fluoroskopi39,40,41 og røntgenbilleder17,42,43,44,45), statisk tredimensionel (3D) medicinsk billeddannelse ved hjælp af MRI46,47, computertomografi48, og dynamisk, 3D enkelt plan fluoroskopisk billeddannelse49,50,51. På det seneste har bærbare sensorer (f.eks. inertial måleenheder) vundet popularitet til måling af skulderbevægelse uden for laboratorieindstillingen og under frit levevilkår52,53,54,55,56,57.

I de senere år har der været en spredning af biplanede radiografiske eller fluoroskopiske systemer designet til præcist at måle dynamiske, 3D in-vivo bevægelser af skulderen58,59,60,61,62. Formålet med denne artikel er at beskrive forfatternes tilgang til måling af skulderbevægelse ved hjælp af et brugerdefineret biplanar videoradiografisystem. De specifikke mål med denne artikel er at beskrive protokollerne til at erhverve biplanar videoradiographic billeder af skulderkomplekset, erhverve CT-scanninger, udvikle 3D-knoglemodeller, lokalisere anatomiske vartegn, spore humerusens position og orientering, scapula og torso fra de toplanariske radiografiske billeder og beregne kinemmatiske resultatforanstaltninger.

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Protocol

Forud for dataindsamlingen gav deltageren skriftligt informeret samtykke. Undersøgelsen blev godkendt af Henry Ford Health Systems Institutionelle Review Board.

Protokoller til anskaffelse, behandling og analyse af toplans radiografiske bevægelsesdata er meget afhængige af billedbehandlingssystemer, databehandlingssoftware og resultatmål af interesse. Følgende protokol var specielt designet til at spore scapula, humerus, og den tredje og den fjerde ribben under halshuggede-fly eller koronar-fly bortførelse og til at kvantificere glenohumeral, scapulothoracic, og humerothoracic kinematics.

1. CT-billedbehandling protokol

  1. Bed deltageren om at ligge liggende på CT-undersøgelsesbordet med armene i siderne. Afhængigt af deltagerens størrelse, placere dem ud center på bordet, således at hele hemi-torso er til rådighed for billeddannelse.
  2. For at erhverve spejderbillederne sikrer teknologen, at CT-synsfeltet omfatter kravebenet (overlegent), de distale humerale epicondyles (ringere), hele glenohumeralleddet (sideværts) og costovertebral og sternocostal leddene (medialt) (figur 1).
  3. Hent CT-scanningen med følgende parametre: scanningstilstand = spiralformet; rørspænding = 120 kVp; rørstrøm: 200-400 mA (auto); skivetykkelse = 0,66 mm; FOV = 34 cm.
  4. Kontroller scanningskvaliteten og synsfeltet.
  5. Omformater anskaffelsen ved hjælp af en billedmatrixstørrelse på 512 x 512 pixel. I betragtning af skivetykkelsen og FOV resulterer opkøbet i en isotropisk voxelafstand på ca. 0,66 mm.
  6. Eksporter billederne i DICOM-format.

2. Biplan X-ray motion capture protokol

BEMÆRK: Det brugerdefinerede biplanar-røntgensystem, der bruges i denne protokol, er beskrevet i materialetabellen. Dataindsamlingsprocedurerne vil sandsynligvis variere med forskellige systemkomponenter. Røntgensystemerne kaldes vilkårligt "grønne" og "røde" for at skelne mellem procedurer og resulterende billedsekvenser og er placeret med en ca. 50° inter-beam vinkel og en kilde-til-billede afstand (SID) på ca. 183 cm (figur 2). Der kræves mindst to forskningsmedarbejdere til dataindsamlingen. den ene til at betjene røntgensystemet og computeren, og den anden til at instruere forskningsdeltageren.

  1. Opsætning af kamerasoftware
    1. Indstil kameraåbningen til standardindstillingen (f/5.6).
      BEMÆRK: Denne værdi afhænger af flere faktorer, herunder kamera, eksponeringstid, ISO og deltageranometri.
    2. Åbn kamerasoftwaren, og indlæs undersøgelsesprotokollen til hvert kamera (prøveudtagningshastighed: 60 Hz, eksponeringstid: 1.100 μs).
      BEMÆRK: Kameraets eksponeringstid kan variere afhængigt af flere faktorer, herunder kamera, blændeindstilling og radiografisk eksponering.
  2. Systemopvarmningen
    BEMÆRK: Røntgenrørets anoden kan blive beskadiget, hvis der produceres kraftige eksponeringer, når det er koldt. Derfor bør rørene opvarmes af en række lavenergieksponeringer baseret på producentens anbefalinger.
    1. På begge røntgengeneratorens kontrolpaneler skal du vælge Vaskulær indstilling. De forprogrammerede vaskulære indstillinger giver lavenergieksponering, der passer til systemets opvarmning (pr. systemproducent).
    2. Indstil eksponeringstiden på pulsgeneratoren til 0,25 s.
    3. Hold PREP-knapperne nede på røntgengeneratorens kontrolpaneler. Forberedelsesforsinkelse vises på skærmen.
    4. Når begge skærme læser Klar til eksponer, skal du samtidig trykke på og holde EXPOSE-knapperne nede.
      BEMÆRK: Dette vil ikke producere røntgenstråler, men kun våben systemet. Røntgenproduktion sker kun ved at trykke fodpedalen eller håndholdte udløsere.
    5. Tryk på PREP- og EXPOSE-knapperne på begge kontrolpaneler, og tryk samtidig ned og hold fodpedalen (eller håndholdt) for at udløse røntgengeneratoren til at producere røntgenstråler.
      BEMÆRK: Røntgenstrålerne produceres i den periode, der er angivet af pulsgeneratoren (trin 2.3.2), eller indtil pedalen slippes, alt efter hvad der sker først.
    6. Trinnene 2.2.2-2.2.5 gentages, indtil røntgenrørets varmeenhed (HU) overstiger det niveau, som producenten kræver for at erhverve billeder (5% HU til vores system).
  3. Kontroller kamerasynkroniseringen og billedfokus.
    BEMÆRK: Kontroller kameraets synkronisering og fokus ved at anskaffe et sæt testbilleder af forvrængningskorrektionsgitteret (se Materialetabel). Hvert billede intensiveres vil blive testet individuelt ved hjælp af de trin, der er beskrevet nedenfor.
    1. Placer forvrængningskorrektionsgitteret på billedforstærkeren.
    2. På begge røntgengenerator kontrolpaneler skal du vælge hjerteindstillingen , som er programmeret til standard radiografisk teknik (70 kVp, 320 mA, 2 ms og brændpunkt = 1,0 mm).
      BEMÆRK: Kameraindstillingerne forbliver uændrede (prøvetagningshastighed: 60 Hz, eksponeringstid: 1.100 μs).
    3. Indstil pulsgeneratoren til 0,25 s.
    4. Start kameraet erhvervelse gennem kameraet software og erhverve x-ray billeder som beskrevet tidligere i trin 2.2.3-2.2.5.
    5. Få vist de resulterende billeder, og bestem den forløbne tid fra udløserpulsen for hvert system. Hvis forskellen i forløbet tid mellem kameraerne er mere end 2 μs, skal du afgøre, hvilket kamera der affyres sent, og angive en rammeforsinkelse i kamerasoftwaren for at løse problemet.
    6. Undersøg visuelt billedets skarphed for at kontrollere kameraets fokus. Til objektiv vurdering skal du analysere en profillinje, der tegnes på tværs af en perle i distortion-korrektionsgitteret ved hjælp af billedbehandlingssoftware (f.eks. ImageJ). Undersøg specifikt hældningen af de pixelgrå værdier langs denne profillinje. En mere negativ hældning sikrer et skarpere billede (forudsat at radiografisk billede er omvendt, så perlen er mørk). Om nødvendigt skal kameraerne koncentreres igen og gentage trinene 2.3.3-2.3.6.
  4. Opsætning og placering af forskningsdeltagere
    BEMÆRK: Forskningsdeltagerens positionering er meget afhængig af, at knoglerne spores, og at bevægelsen testes. Test udføres typisk med forskningsdeltageren siddende på en fast stol (dvs. ikke drejelig eller hjul) for at minimere risikoen for ændringer i deres position, der kan få skulderen til at bevæge sig uden for 3D-billedvolumen.
    1. Placer stolen i biplan imaging volumen, således at skulderen, der skal testes er centreret ca, hvor biplan x-ray stråler skærer hinanden. Dette er en foreløbig holdning. Juster det baseret på deltagerens antropometriske, den bevægelse, der skal testes, og knoglerne, der skal spores.
    2. Bed deltageren om at blive siddende i en behagelig opretstående stilling med armene hvilende ved hans / hendes side.
    3. Fastgør en blyforet beskyttelsesvest over deltagerens torso for at dække deres underliv og den kontralaterale skulder og bryst.
    4. Indstil den foreløbige højde af billedforstærkerne. For at hjælpe med at informere denne procedure skal du tænde lyset i systemets røntgenkilde. Hæv systemet, indtil deltagerens skygge kastet på billedet intensiverer er på niveau med deres axilla.
      BEMÆRK: Kilde- og billedforstærkeren i hvert system er koblet til at bevæge sig sammen. Uafkoblede systemer kræver yderligere justeringstrin, der ikke er beskrevet her.
    5. Opret den foreløbige højde af billedforstærkerne. Flyt forsigtigt deltageren på deres stol inden for biplansbilledvolumenet, mens du ser deres skygge kastet på hvert billede intensiveres.
      BEMÆRK: Et godt første gæt er at have deltageren placeret sådan, at acromioclavicular fælles er omtrent i centrum af begge billede intensiveringsstoffer. Denne position er et rimeligt første gæt for den nuværende protokol, som kræver visualisering og sporing af humerus, skulderblad og to ribben under skulderhøjde.
    6. Når deltagerens position ser ud til at være rimelig i begge systemer, skal du holde lyskilden tændt og bede deltageren om at udføre den bevægelse, der skal testes. Sørg for, at deltagerens skulder forbliver inden for det radiografiske synsfelt under hele bevægelsesforsøget. Hvis det er muligt, kollimere røntgenstråler for at reducere eksponeringen.
    7. Gentag trin 2.4.5-2.4.6, indtil det viser sig, at deltagerens opsætning i billedenheden er passende.
    8. Forsker # 1: Gå tilbage til kontrolrummet for at køre røntgen kontrolpaneler og kameraer. Indstil røntgen kontrolpanelet til lav effekt fluoroskopi mode (60 kVp, 3-4 mA) og pulsgeneratoren til en 0,25 s erhvervelse.
    9. Forsker # 2: Forklar deltageren, at et billede vil blive taget, så deres position kan verificeres i billederne og beskrive den række af begivenheder, der vil ske. Advar deltageren om de lyde, systemet laver (f.eks. klik, nynner) for at forhindre enhver ængstelse. Don en bly-foret beskyttende vest, hente håndholdt udløser, og bevæge sig så langt væk fra x-ray kilder som muligt for at minimere eksponeringen samtidig opretholde en klar syns- og kommunikationslinje med deltageren. Hvis det er muligt, stå bag et blyforede skjold med et vindue.
    10. Forsker #1 (i røntgenkontrolrummet): Start kameraerne, og affyr røntgen kontrolpanelet som beskrevet tidligere (trin 2.2.3-2.2.5). Når systemet er klar til at eksponere, underrette forskeren # 2.
    11. Forsker # 2 (i laboratoriet): Angiv til deltageren om billederhvervelse. Udløs den radiografiske billedsamling ved hjælp af den håndholdte fjernudløser. Informer deltageren om, at et billede blev taget, og undskyld dig selv til kontrolrummet.
    12. Forsker # 1 og # 2 (i x-ray kontrolrum): Undersøg billederne. Fokuser kun på deltagerens position og synligheden af alle knogler, der skal spores. Om nødvendigt gentages trin 2.4.5-2.4.12, indtil deltagerens position er tilfredsstillende.
    13. Når opsætningen og placeringen af røntgensystemet er etableret, må du ikke flytte røntgensystemet under dataindsamlingssessionen, medmindre der indsamles nye kalibrerings- og forvrængningskorrektionsbilleder for hver konfiguration. Bed også deltageren om at flytte så lidt som muligt i løbet af dataindsamlingssessionen for at undgå at skulle gentage opsætningsprocedurer.
  5. Dataindsamling: Statisk billedopsamling
    1. Forsker #1 (i røntgenkontrolrummet): Indstil den optimerede radiografiske teknik på røntgen kontrolpanelet (baseret på indledende test). Den radiografiske protokol, der anvendes her, er 70 kVp, 320 mA, 2 ms og focal spot = 1,0 mm, med kameraet indsamle på 60 Hz og en eksponeringstid på 1.100 μs. Indstil pulsgeneratoren til 0,25 s.
      BEMÆRK: Informer deltageren om, at det næste billede vil være en formel billedopsamling.
    2. Forsker # 2 (i laboratoriet): Informere deltageren til at sidde oprejst med armen hviler ved deres side.
    3. Hent et billede som tidligere beskrevet (trin 2.4.8-2.4.11).
    4. Forskere # 1 og # 2 (i x-ray kontrolrum): Undersøg billederne. Fokus på billedkvaliteten (dvs. lysstyrke og kontrast) og synlighed af alle nødvendige knogler. Hvis der er behov for justeringer af billedkvaliteten, skal du bestemme den parameter, der skal ændres (dvs. f-stop, kameraeksponeringstid, kVp, mA) og generhverve det statiske billede.
      BEMÆRK: Det er vigtigt altid at være opmærksom på, hvordan dosis påvirkes af de radiografiske parametre.
    5. 2.5.1-2.5.4, indtil billedkvaliteten er acceptabel, inden for de dosisestimater, der er godkendt af IRB.
    6. Når billedkvaliteten er acceptabel, skal du inspicere billederne for teknisk kvalitet (f.eks. beskadigede rammer).
    7. Efter en acceptabel statisk prøvebilledsamling skal du gemme prøveversionen fra hvert kamera (f.eks. "green_still.cine", "red_still.cine").
  6. Dataindsamling: Dynamisk billedopsamling
    1. Forsker #1 (i røntgenkontrolrum): Vedligehold de samme radiografiske parametre fra det statiske prøvebillede. Indstil pulsgeneratoren til en 2,0 s eksponering.
    2. Forsker # 2 (i laboratoriet): Lær deltageren den bevægelse, der skal udføres, herunder flyet og timingen af bevægelsen. Kontroller, at stolen og deltagerens tøj og/eller blyforede vest ikke forstyrrer skulderbevægelsen. Øv bevægelsesprøven med deltageren. Brug den verbale cue "Klar... og... gå" tempoet, så det tager 2 s (dvs. varigheden af forslaget retssagen) for at hjælpe deltageren tempo indledningen og færdiggørelsen af forslaget.
      BEMÆRK: Det er afgørende, at deltageren forstår procedurerne og konsekvent kan udføre bevægelsesforsøget for at undgå unødvendig eksponering i forbindelse med et mislykket forsøg.
    3. Forsker # 2 (i laboratoriet): Efter tilstrækkelig praksis, hente håndholdt fjernudløser. Flyt til et sikkert sted i laboratoriet med en klar syns- og kommunikationslinje med forskningsdeltageren.
    4. Forsker #1 (i røntgenkontrolrummet): Nulstil pulsgeneratoren til 2,0 s, start kameraerne, og prime røntgen kontrolpanelet som beskrevet tidligere (trin 2.3.4-2.3.5). Når systemet er klar til at eksponere, underrette forskeren # 2.
    5. Forsker # 2 (i laboratoriet): Spørg forskningsdeltageren, "Er du klar?" [vent på det bekræftende svar] "Klar... og... gå." (tempoet, som før, så det tager 2 s).
    6. Forsker #2 (i laboratoriet): Udløser manuelt røntgensystemet, når deltageren indleder armbevægelse.
      BEMÆRK: Selvom manuel udløsning baseret på visuel bevægelse risikerer at udelade starten af bevægelsesforsøget, forhindrer det overudsponere forskningsdeltageren i tilfælde af en fejlkommunikation eller en forsinket start.). Når forsøget er afsluttet, skal du informere deltageren om, at et billede blev taget, og undskyld dig selv til kontrolrummet for at inspicere billederne.
    7. Forskere # 1 og # 2 (i x-ray kontrolrum): Undersøg forsøgsbilleder for kvalitet (dvs. lysstyrke og kontrast) og teknisk tilstand (dvs. eventuelle korrupte rammer) (Figur 3). Gem bevægelsesforsøgene fra hvert kamera (f.eks. "green_scapab1.cine", "red_scapab1.cine").
    8. 2.6.1-2.6.7 for at samle alle bevægelsesforsøgene inden for den godkendte strålingssikkerhedsprotokol.
  7. Indsamle kalibreringsbilleder
    BEMÆRK: Radiografisk billedkalibrering resulterer i definitionen af det laboratoriebaserede koordinatsystem, placeringen og orienteringen af hvert røntgenradiografisk system i forhold til laboratoriekoordinatsystemet og iboende parametre, der giver mulighed for generering af digitalt rekonstruerede røntgenbilleder (DRR'er), som anvendes i den markørløse sporingsproces. Kalibreringsberegningerne er beskrevet i trin 3.4.1.
    1. Vedligehold de samme kameraindstillinger og radiografiske teknikindstillinger, der blev brugt under dataindsamlingen.
    2. Indstil pulsgeneratoren til en 0,5 s eksponering.
    3. Placer kalibreringskuben (se Materialetabel) midt i billedvolumenet.
    4. Hent og gem kubebillederne (f.eks. "green_cube.cine", "red_cube.cine").
  8. Saml billederne til forvrængningskorrektion og korrektion af ikke-enhed.
    BEMÆRK: Det radiografiske billede, der indsamles ved hjælp af en billedforstærker, påvirkes af intensitet, ikke-enhed63 og forvrængning. Derfor erhverves billeder af et hvidt felt og forvrængningskorrektionsgitter på hvert radiografisk system for at bestemme de nødvendige korrektioner. Det er generelt klogt at indsamle kalibreringsbilleder før forvrængnings- og ikke-enhedskorrektionsbilleder, hvis billedforstærkerne stødes, mens forvrængningsgitteret placeres.
    1. Fjern alle objekter fra det radiografiske synsfelt.
    2. Vedligehold de samme kameraindstillinger og radiografiske teknikindstillinger, der blev brugt under dataindsamlingen. Indstil pulsgeneratoren til en 0,5 s eksponering.
    3. Fastgør forvrængningskorrektionsgitteret (se Materialetabel) til overfladen af den grønne billedforstærker.
    4. Hent gitter- og hvidfeltsbillederne.
    5. Gem billederne (f.eks. "green_grid.cine", "red_white.cine").
    6. Flyt gitteret til den røde billedforstærker, og gentag trin 2.7.2-2.7.5 og ændrer billedfilnavnene efter behov.

3. Databehandlingsprotokol

BEMÆRK: Procedurerne for forberedelse af knoglegeometrien, billedforbehandling (dvs. forvrængning og ikke-ensartethedskorrektion og billedkalibrering) og markørløs sporing er meget varierende og afhænger af den anvendte software. De procedurer, der er beskrevet heri, er specifikke for den proprietære software. De vigtigste databehandlingstrin kan dog sandsynligvis oversættes til enhver softwarepakke til x-ray motion capture.

  1. Behandler CT-scanning
    BEMÆRK: Den proprietære markørløse sporingssoftware, der bruges af forfatternes laboratorium, optimerer positionen og orienteringen af en DRR. Derfor resulterer procedurerne for behandling af CT-scanningen i oprettelsen af en 16-bit TIFF-billedstak. Andre softwarepakker kan kræve, at knoglegeometrien er repræsenteret i forskellige formater eller specifikationer.
    1. Åbn et billedbehandlingsprogram (f.eks. Mimics, FIJI), og importer CT-billederne.
    2. Segmenter humerus fra det omgivende bløde væv. For ribbenene skal du oprette en udvidelse, der forbinder det forreste aspekt af ribbenet med manubrium for at digitalisere sternocostalleddet senere i trin 3.2.6.
    3. Udfør en boolesk handling på den færdige maske med en sort maske (dvs. alle pixels er farvet sort) (operation: sort minus knogle). Dette resulterer i en omvendt maske af knoglen, hvor alle pixels er sorte bortset fra dem, der svarer til knoglen, som forbliver i CT gråtoner.
    4. Beskær billedstakken langs alle tre akser for at eliminere de sorte (dvs. ikke-knogle) pixels. Efterlad nogle sorte pixel i kanterne af denne 3D-afgrænsningsramme.
    5. Gem den ændrede billedstak i TIFF-format.
    6. Trinnene 3.1.1-3.1.5 gentages for alle de resterende knogler.
  2. Definition af anatomiske koordinatsystemer og interesseområder
    BEMÆRK: Denne protokol orienterer anatomiske koordinatsystemer som følger. For en højre skulder er +X-aksen orienteret sideværts, +Y-aksen er orienteret overlegent, og +Z-aksen er orienteret posteriorly. For en venstre skulder er +X-aksen orienteret sideværts, +Y-aksen er orienteret overlegent, og +Z-aksen er orienteret anteriorly.
    1. Importer TIFF-billedstakken, for at knoglen kan behandles. Konverter TIFF-stakken til en . RAW-fil og gengive en 3D-knoglemodel baseret på de kendte pixeldimensioner og billedafstand ved hjælp af den proprietære software.
      BEMÆRK: Modellens opløsning er baseret på prøveudtagningen af CT-volumen (dvs. voxelafstand). Derfor er det gennemsnitlige areal af masketrekanten ca. 1,02 mm2 (±0,2 mm2) (trin 1.3).
    2. Digitaliser de anatomiske vartegn på humerus som følger (Figur 4A).
      1. Geometrisk centrum af humeralhovedet: Bestem dimensionerne og placeringen af en kugle, der minimerer afstanden mellem kuglens overflade og den humerale ledflade ved hjælp af en algoritme med mindst firkanter. Definer det geometriske centrum af humeralhovedet som koordinaterne for den optimerede kugles centrum.
      2. Mediale og laterale epicondyles: Placeret på den bredeste del af den distale humerus.
    3. Definer humeral hoved ROI som følger (Figur 5A).
      1. Hele humeral artikulær overflade og større tuberosity.
    4. Digitaliser de anatomiske vartegn på skulderbladet som følger (Figur 4B).
      1. Roden af den halshuggede rygsøjle: Placeret ved den mediale kant langs den halshuggede rygsøjle.
      2. Posterior acromioclavicular fælles: Placeret på den bageste aspekt af clavicular facet på den halshuggede acromion.
      3. Ringere vinkel: Placeret på det mest ringere punkt på skulderbladet.
    5. Definer scapular ROI'er som følger (figur 5B).
      1. Acromion: Under overfladen af acromion lateral til rygsøjlen af skulderbladet.
      2. Glenoid: Hele artikulerende overflade af glenoid.
    6. Digitaliser anatomiske landemærker på ribbenene som følger (Figur 4C).
      1. Forreste ribben: Placeret på den mediale-mest del af ribben forlængelse.
      2. Bageste ribben: Placeret på den overlegne / ringere midtpunkt af den bageste aspekt af facet på hovedet af ribben.
      3. Lateral rib: Placeret på den laterale-mest aspekt af ribben, når den forreste og bageste rib punkter er justeret lodret på skærmen.
  3. Forudbehandling af billede
    BEMÆRK: Billedforbehandling udføres ved hjælp af proprietær software og indebærer konvertering af cine-billedfilerne til TIFF-stakke og korrektion af billederne for forvrængnings-ikke-enhed.
    1. Udfør ikke-ensartethedskorrektion: Softwaren beregner i gennemsnit de ca. 30 billeder (dvs. 0,5 s data) for at producere et enkelt lysfeltsbillede i høj kvalitet for at minimere støjeffekten i en enkelt ramme. Det lyse feltbillede bruges til at beregne den sande radiografiske tæthed langs strålen fra røntgenkilden til hver pixel i hver dataramme. Summen af den radiografiske tæthed af alt det stof, der trænges ind af hver pixel stråle er proportional med logaritmen i det lyse felt for denne pixel minus logaritmen af observationsbilledet for den pågældende pixel (dvs. log-sub-behandling).
    2. Udfør forvrængningskorrektion: Softwaren beregner i gennemsnit de ca. 30 billeder (dvs. 0,5 sekund data) for at producere et enkelt billede og reducerer støjens virkning i et enkelt billede. Den distortion korrektion software skaber en affin kort fra hver tredobbelt af tilstødende perle positioner i forvrængning gitter billede til den kendte (sande) position af disse tre perler i Lucite distortion korrektion gitter. Denne samling af små affine kort bruges derefter til at resample hver observeret ramme af bevægelsesforsøget i de sande koordinater repræsenteret ved det ortogonale vifte af perler.
    3. Anvend forvrængnings- og ikke-ensartethedskorrektioner på alle rammer i hvert forsøg.
  4. Kalibrering af biplansbilledvolumen.
    BEMÆRK: Billedkalibrering blev udført ved hjælp af proprietær software. Softwaren bruger en ikke-lineær optimeringsalgoritme til at justere de observerede kalibreringsobjektperler til deres kendte 3D-placeringer. Denne proces udføres for hvert sæt biplanar kalibreringsbilleder. Resultatet er et system, der digitalt kan projicere to visninger af et knoglevolumen og registrere dem mod radiografiske billeder af den samme knogle, der indsamles under dataindsamlingen.
  5. Markørløs sporing
    BEMÆRK: Markerless tracking udføres ved hjælp af proprietær software. Software som Autoscoper og C-Motion kan også bruges til at fuldføre denne proces.
    1. På den første ramme af bevægelsesforsøget skal du rotere og oversætte DRR ved hjælp af softwarekontrollerne, indtil den ser ud til at matche de biplane røntgenbilleder (Figur 6).
    2. Gem den manuelle løsning.
    3. Anvend optimeringsalgoritmen.
    4. Undersøg visuelt den løsning, der er bestemt til at være optimal af algoritmen baseret på den oprindelige manuelle løsning. Om nødvendigt justeres opløsningen, og trin 3.5.2-3.5.3 gentages, indtil den er tilfreds med den optimerede løsning.
    5. Gentag trin 3.5.1-3.5.4 for hver 10. ramme på tværs af bevægelsesprøven.
      BEMÆRK: Dette interval afhænger af flere faktorer, herunder billedhastighed, bevægelseshastighed og billedkvalitet. Der kan være behov for mindre intervaller.
    6. Når hver 10. ramme er sporet, skal du udføre en optimering for at oprette interpolerede foreløbige løsninger, der efterfølgende optimeres.
    7. Fortsæt med at forfine løsningerne, indtil alle rammerne i bevægelsesprøven spores godt.

4. Dataanalyseprotokol

BEMÆRK: Den proprietære markørløse sporingssoftware, der anvendes i denne protokol, resulterer i de rå og filtrerede baner af de anatomiske landemærker, der vil blive brugt til at konstruere anatomiske koordinatsystemer. Disse koordinater udtrykkes i forhold til det laboratoriekoordinatsystem, der er defineret af kalibreringsobjektet under kalibreringsproceduren. I følgende protokol beskrives generelt procedurerne for beregning af kinemmatiske resultatforanstaltninger ud fra disse skelsættende forløb, således at de kan beregnes i ethvert programmeringssprog (f.eks. MATLAB). En anden proprietær software bruges til at beregne kinematik og nærhedsstatistikker.

  1. Beregn kinematik og nærhedsstatistik
    BEMÆRK: De primære kinematiske resultatforanstaltninger omfatter fælles rotationer (dvs. Euler-vinkler) og positioner. Den primære nærhedsstatistik omfatter minimumsgabet, det gennemsnitlige mellemrum og det vejede gennemsnitlige kontaktcenter, som beregnes for hver dataramme. Samlet set beskriver disse foranstaltninger fælles arthrokinematics eller overfladeinteraktioner under en bevægelse. Anatomiske nærheder, der aggregeres på tværs af bevægelsesforsøget, omfatter det gennemsnitlige kontaktcenter, kontaktstien og kontaktstilængden.
    1. For hver knogle og bevægelsesramme skal du bruge de filtrerede anatomiske landemærkekoordinater (dvs. output fra den markørløse sporingssoftware) til at konstruere en transformationsmatrix på 16 elementer, der repræsenterer knoglens anatomiske koordinatsystem i forhold til laboratoriekoordinatsystemet.
    2. Beregn de relative kinematik ved at relatere de anatomiske koordinatsystemer mellem relevante knogler ved hjælp af softwaren.
    3. Uddrag de fælles vinkler og positioner ved hjælp af konventionelle metoder64. I betragtning af orienteringen af de anatomiske koordinatsystemer ekstraheres glenohumeral kinematics ved hjælp af en Z-X'-Y'' rotationssekvens, udtrække de scapulothoracic kinematics ved hjælp af en Y-Z'-X'' rotationssekvens og udtrække de humerothoraciske kinematik ved hjælp af en Y-Z'-Y'' rotationssekvens.
    4. Mindste mellemrum: Beregn den mindste afstand (dvs. afstand) mellem centroiderne i den nærmeste nabotrekant på den modsatte knogle ved hjælp af softwaren.
    5. Gennemsnitlig forskel: Beregn det arealvægtede gennemsnit af minimumsgabet ved hjælp af de trekanter, der har det mindste mellemrum til deres nærmeste nabo inden for et bestemt måleområde ved hjælp af softwaren. Definer måleområdet som de trekanter, der er tættest på den modsatte knogle, hvis områder summer til 200 mm2. Inkorporer dette måleområde i beregningen for at sikre, at kun overfladen, der er rimeligt tæt på den modsatte knogle, medtages i beregningen af det gennemsnitlige hul.
      BEMÆRK: Måleområdets størrelse (dvs. 200 mm2) blev valgt under den indledende algoritmeudvikling, efter at det viste sig konsekvent at afspejle subakromialt rum og glenohumeral fælles nærhed uden at være alt for forudindtaget fra fjerne overflader. Brug af denne foranstaltning til bredere overfladeinteraktioner (f.eks. tibiofemoral) kan kræve et større måleområde.
    6. Vægtet gennemsnit kontaktcenter (dvs. centroid): Beregn det punkt på ROI-overfladen, der minimerer den vægtede afstand til alle andre trekanter inden for måleområdet (dvs. trekanter tættest på den modsatte knogle, hvis områder summer til 200 mm2) ved hjælp af softwaren. Vægtfaktoren for hver trekant i måleområdet beregnes som: trekantområde / kvadreret afstand til nærmeste nabocentroide (dvs. omvendt firkantet vægtning). På denne måde er de trekanter, der vægtes mere tungt, større (med en faktor 1) og tættere på den modsatte knogle (med en faktor af den kvadrerede minimumsafstand).
    7. Gennemsnitligt kontaktcenter: Beregn kontaktcentrets gennemsnitlige position (dvs. centroid) på tværs af bevægelsesprøven ved hjælp af softwaren. Givet kontaktcentre repræsenterer fælles arthrokinematics, repræsenterer det gennemsnitlige kontaktcenter centrum for overfladeinteraktioner under en bevægelse.
    8. Kontaktsti: Definer ved at forbinde koordinaterne for det vejede gennemsnitlige kontaktcenter på tværs af bevægelsesforsøget ved hjælp af softwaren.
    9. Længde på kontaktsti: Beregn længden af kontaktstien på tværs af bevægelsesprøven ved hjælp af softwaren.

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Representative Results

En 52-årig asymptomatisk kvinde (BMI = 23,6 kg/m2) blev rekrutteret som led i en tidligere undersøgelse og gennemgik bevægelsestest (coronal fly bortførelse) på hendes dominerende (højre) skulder65. Forud for dataindsamlingen gav deltageren skriftligt informeret samtykke. Undersøgelsen blev godkendt af Henry Ford Health Systems Institutionelle Review Board. Dataindsamlingen blev udført ved hjælp af den tidligere beskrevne protokol (figur 3).

Deltagerens glenohumeral, scapulothoracic, og humerothoracic kinematics er præsenteret i figur 7, figur 8 og figur 9, henholdsvis. Visuel inspektion af glenohumeral og scapulothoracic kinematics tyder på, at deltagerens skulderbevægelse var i overensstemmelse med, hvad der generelt forventes under coronal flybortførelse66. Specifikt bestod glenohumeral bevægelse af højde og let ekstern rotation, og var generelt i et plan posterior til skulderbladet (figur 7), mens scapulothoracic bevægelse bestod af opadgående rotation, posterior tilt og let intern / ekstern rotation (figur 8).

Under bevægelsesforsøget varierede den mindste subakromiale afstand (dvs. den smalleste bredde af subakrieudgangen for en given ramme) fra 1,8 mm ved 74,0° humerothoracic elevation (ramme 45) til 8,3 mm ved 134,0° humerothoracic elevation (ramme 89) (figur 10A, figur 11A). Den gennemsnitlige subakrieafstand (dvs. den gennemsnitlige bredde af subakrieudgangen inden for det angivne 200 mm2 måleområde) havde en tendens til at følge en lignende bane som den mindste afstandsmetrik. Den gennemsnitlige subakromiale afstand varierede f.eks. fra 4,2 mm ved 75,4° humerothoracic elevation (ramme 46) til 9,2 mm ved 134,0° humerothoracic elevation (ramme 89). Endelig havde den mindste subakrieafstand en tendens til at følge en supplerende bane til overfladearealmetrien (figur 10B), således at minimumsafstanden havde tendens til at være mindre, når overfladearealet er større. Plotning placeringen af den mindste afstand på humeral hovedet tyder på placeringen tættest på acromion skifter sideværts på tværs af rotator manchet fodaftryk som humerothoracic elevation vinkel stiger (Figur 11A). På tværs af bevægelsesprøven målte kontaktvejens længde 40,5 mm på humeralhovedet og 28,8 mm på acromionen.

Under bevægelsesforsøget varierede den mindste glenohumerale afstand (dvs. den smalleste bredde af det glenohumerale fællesrum) fra 1,0 mm ved 137,9° humerothoracic elevation (ramme 92) til 2,1 mm ved 34,2° humerothoracic elevation (ramme 21) (figur 12A, figur 11B). Som med de subakromiale afstande, den gennemsnitlige glenohumeral afstand tendens til at følge en lignende bane som den mindste afstand metriske, og disse afstande fulgte en supplerende bane med overfladeareal metriske (Figur 12B). For eksempel varierede den gennemsnitlige glenohumeral afstand fra 1,4 mm ved 137,9° humerothoracic elevation (ramme 92) til 2,6 mm ved 23,5 ° humerothoracic elevation (ramme 12). Plotte placeringen af glenohumeral kontaktcenter i forhold til glenoid kant konturer tyder på, at deltagerens arthrokinematics inkluderet moderat overflade interaktioner. Specifikt forblev humerus relativt centreret i glenoiden i den forreste / bageste retning, men skiftede overlegent og derefter ringere under bevægelsesforsøget (Figur 11B). På tværs af bevægelsesprøven målte kontaktvejens længde 30,0 mm på glenoiden og 45,4 mm på humeralhovedet.

Figure 1
Figur 1: CT-synsfeltet. (A) koronar, (B) sagittal og (C) tværgående planer. Under erhvervelsen sikrer CT-teknologen, at synsfeltet omfatter kravebenet (overlegent), de distale humerale epicondyles (ringere), hele glenohumeralleddet (sideværts) og costovertebral og sternocostal leddene (medialt). Klik her for at se en større version af dette tal.

Figure 2
Figur 2: Det biplane videoradiographic systems skematiske system. Røntgensystemerne er placeret med en 50° inter-beam vinkel og en kilde-til-billede afstand (SID) på 183 cm. Deltagerne er placeret i biplan volumen således, at deres glenohumeral fælles er placeret omtrent ved skæringspunktet mellem røntgenstråler. Systemer kaldes "grøn" og "rød" for at skelne mellem kontrolpanelerne og filnavnene på billederne. Klik her for at se en større version af dette tal.

Figure 3
Figur 3: Biplane radiografiske billeder fra et repræsentativt emne under coronal fly bortførelse. Selv om kæben vises i billederne af det grønne system, bør man sørge for at undgå at inkludere hovedet i synsfeltet for at minimere dosis til dette område. Klik her for at se en større version af dette tal.

Figure 4
Figur 4: Definition af anatomiske koordinatsystemer. (A) Humeral koordinatsystem defineret ved at digitalisere det geometriske centrum af humeralhovedet, den mediale epicondyle og den laterale epicondyle. (B) Scapular koordinatsystem defineret ved digitalisering af mediale rygsøjlen, ringere vinkel, og posterior aspekt af acromioclavicular fælles. (C) Rib koordinatsystem defineret ved digitalisering af den bageste aspekt af costovertebral facet, den laterale-mest aspekt af ribben, og den laterale brystbenet på niveau med ribben. Klik her for at se en større version af dette tal.

Figure 5
Figur 5: Definition af interesseregioner (ROI) for nærhedsstatistikker. (A) humeral hoved ROI, som bruges til at beregne akromiohumeral afstand og glenohumeral fælles kontakt mønstre, (B) acromial og glenoid ROI, som bruges til at beregne akromiohumeral afstand og glenohumeral fælles kontakt mønstre, henholdsvis. Klik her for at se en større version af dette tal.

Figure 6
Figur 6: Skærmbilleder af den proprietære markørløse sporingssoftware. Skærmbilledet illustrerer humerusens og skulderbladets optimerede løsninger fra et repræsentativt emne under bortførelsen af coronafly. Klik her for at se en større version af dette tal.

Figure 7
Figur 7: Glenohumeral kinematics fra et repræsentativt emne under et enkelt forsøg med bortførelse af koronarfly. Bemærk: Forreste position er blevet omdannet til en positiv værdi. Forkortelser: med. = mediale; lat. = lateral; sup. = overlegen; inf. = ringere; ant. = anterior; post. = posterior. Klik her for at se en større version af dette tal.

Figure 8
Figur 8: Scapulothoracic kinematics fra et repræsentativt emne under et enkelt forsøg med koronar fly bortførelse. Bemærk: Forreste position er blevet omdannet til en positiv værdi. Forkortelser: IR = intern rotation; ER = ekstern rotation; UR = opadgående rotation; DR = nedadgående rotation; AT = forreste hældning; PT = posterior tilt; med. = mediale; lat. = lateral; sup. = overlegen; inf. = ringere; ant. = anterior; post. = posterior. Klik her for at se en større version af dette tal.

Figure 9
Figur 9: Humerothoracic kinematics fra et repræsentativt emne under et enkelt forsøg med corona fly bortførelse. Bemærk: Forreste position er blevet omdannet til en positiv værdi. Forkortelser: med. = mediale; lat. = lateral; sup. = overlegen; inf. = ringere; ant. = anterior; post. = posterior. Klik her for at se en større version af dette tal.

Figure 10
Figur 10: Vurdering af subakromialrummet under et forsøg med bortførelse af koronaplan i et repræsentativt emne. (A) Der vises mål for akromiohumeral afstand på tværs af rammer sammen med de tilsvarende humerothoraciske højdevinkler. Den mindste afstand beregnes som den mindste afstand mellem centroiderne i den nærmeste nabotrekant mellem humeralhovedet og akromiale ROI'er. Den gennemsnitlige afstand repræsenterer det arealvægtede gennemsnit af den mindste afstand, beregnet over trekanterne i det humerale hoved ROI, der har det mindste mellemrum til deres nærmeste nabo på det akromiale INVESTERINGSAFKAST. (B) Overfladearealet af det humerale hoved-INVESTERINGSAFKAST, der ligger inden for 10 mm fra det akromiale investeringsafkast, vises på tværs af rammer sammen med de tilsvarende humerothoracic elevationsvinkler. Forkortelse: HT = humerothoracic. Klik her for at se en større version af dette tal.

Figure 11
Figur 11: Nærhed kortlægning. (A) subakrierum, (B) glenohumeral fælles rum. Den subacromial nærhed er kortlagt på humeral hoved ROI ved hjælp af den mindste afstand metrik for rammen af data, hvor den mindste afstand var mindste (dvs. ramme # 45). Den kontakt kurve (sort) repræsenterer den mindste afstand bane mellem rammer # 1-45. Den glenohumerale fælles nærhed kortlægges ved hjælp af det vægtede gennemsnitlige kontaktcenter for den dataramme, hvor det fælles rum var mindst (dvs. ramme # 92). Kontaktstien (sort) repræsenterer centroidbanen mellem rammer #1-92. Klik her for at se en større version af dette tal.

Figure 12
Figur 12: Vurdering af det glenohumerale fælles rum under et forsøg med bortførelse af koronaplan i et repræsentativt emne. (A) Målinger af glenohumeral fælles rum vises på tværs af rammer sammen med de tilsvarende humerothoracic elevationsvinkler. Den mindste afstand beregnes som den mindste afstand mellem centroiderne i den nærmeste nabotrekant mellem glenoid og humeral hoved ROI. Den gennemsnitlige afstand repræsenterer det arealvægtede gennemsnit af den mindste afstand, beregnet over trekanterne i glenoid ROI, der har det mindste hul til deres nærmeste nabo på humeral hoved ROI. (B) Overfladearealet af glenoid ROI, der ligger inden for 10 mm af humeralhovedet ROI vises på tværs af rammer sammen med de tilsvarende humerothoracic elevation vinkler. Forkortelse: HT = humerothoracic. Klik her for at se en større version af dette tal.

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Discussion

Den teknik, der er beskrevet her, overvinder flere ulemper forbundet med konventionelle teknikker til vurdering af skulderbevægelse (dvs. kadaveriske simuleringer, 2D-billeddannelse, statisk 3D-billeddannelse, videobaserede bevægelsesoptagelsessystemer, bærbare sensorer osv.) ved at give nøjagtige mål for 3D-fælles bevægelse under dynamiske aktiviteter. Nøjagtigheden af den protokol, der er beskrevet heri blev etableret for glenohumeral fælles mod guldstandarden for radiostereometrisk analyse (RSA) at være ±0,5 ° og ±0,4 mm67,68. Lignende protokoller er blevet udviklet til andre led såsom knæet69, spine70, og mund / ankel71. Det er vigtigt, at uden et system, der er tilstrækkeligt nøjagtigt, kan den stikprøvestørrelse, der er nødvendig for at påvise statistisk signifikante og klinisk potentielle meningsfulde forskelle i fælles bevægelse, være uoverkommelige. Desuden giver dette niveau af nøjagtighed mulighed for at beskrive potentielt vigtige resultatforanstaltninger såsom fælles holdninger og/eller oversættelser62,72, arthrokinematics72,73,74,75, subacromial distancer61,72,75 og øjeblikkelige akser af bevægelse76 . I sidste ende er nøjagtig måling af in-vivo fælles bevægelse afgørende for at give en mekanistisk forståelse af skulderfunktion under normale og patologiske forhold og for at vurdere virkningerne af ikke-kirurgiske og kirurgiske kliniske indgreb.

Nøjagtigheden ved at kvantificere skulder kinematik ved hjælp af biplan videoradiografi kommer med mange udfordringer og begrænsninger. Den primære begrænsning forbundet med denne teknik er strålingseksponeringen for deltageren som følge af CT-scanningen og biplan x-ray imaging. Derfor er antallet af bevægelsesforsøg, der kan erhverves eller opfølgningssessioner over tid, begrænset. Den effektive dosis, der svarer til den protokol, der er beskrevet her, er ca. 10,5 mSv, hvoraf størstedelen (ca. 10 mSv) kommer fra CT-scanningen, som omfatter billeddannelse af den distale humerus, så epicondyles kan bruges til at konstruere det humerale anatomiske koordinatsystem64. For sammenhæng svarer denne dosis til ca. 3 års udsættelse for naturlige baggrundskilder for stråling. Nylige anbefalinger fra Det Nationale Råd for Strålingsbeskyttelse og Målinger tyder på, at denne dosis kan klassificeres som "mindre", forudsat at en moderat forventet fordel for den enkelte eller samfundet77. Det er derfor bydende nødvendigt, at bevægelsesanalyse ved hjælp af biplanvideoradiografi anvendes i en veludlagt undersøgelse baseret på en solid videnskabelig forudsætning, der har potentiale til at have en betydelig indvirkning på folkesundheden.

Reduktion af dosis i forbindelse med biplan videoradiografi er afgørende for at lette den bredere anvendelse af denne teknologi i forskning og kliniske indstillinger. Heldigvis, de seneste fremskridt i CT og MR-billeddannelse kan reducere dosis til deltageren. For eksempel, humeral og skulderblad knoglemodeller afledt ved hjælp af MRI78,79 eller lavere dosis CT80 har vist sig at have acceptabel nøjagtighed for mange forskningsapplikationer. Desuden vil omdefinering af humeralkoordinatsystemet på en måde, der ikke kræver humeral epicondyles81, reducere dosis ved at reducere CT-billedvolumen. Omhyggelig praksis med bevægelsesforsøg, før du erhverver billeder, er også afgørende for at sikre, at hvert indsamlet forsøg har værdi og ikke unødigt øger deltagerens samlede dosis. I sidste ende, nøje overvejer disse faktorer, og mange andre, er kritisk, når ansvarligt ved hjælp af biplan videoradiografi til at kvantificere 3D kinematik i human forskning deltagere.

Deltagerens krop habitus og forskelle i vævstæthed (og derfor billedets lysstyrke) mellem den centrale torso og det laterale aspekt af skulderen giver yderligere udfordringer ved kvantificering skulderbevægelse ved hjælp af biplan videoradiografi. Især er klar visualisering af skulderbladet og ribbenene ofte udfordrende ved hjælp af den radiografiske teknik, der er beskrevet i denne protokol (dvs. ~ 70 kVp, 320 mA, 2 ms pulserende eksponering) hos personer med høj BMI (>30 kg / m2) og kvinder med stort eller tæt brystvæv. Kinematisk sporingsnøjagtighed forringes sandsynligvis uden klar visualisering af knoglekanter. Derfor kan omhyggelig udvælgelse af deltagere ved at begrænse BMI forbedre mange af disse udfordrende billedbehandling overvejelser. Men "udvaskning" af den laterale acromion i lavere vinkler af humeral elevation er almindelig selv hos deltagere i sund krop habitus (Figur 2A, grønt system på Frame 1). Dette skyldes, at der er lidt væv (og dermed tæthed) omkring akromionen, når humerus er i lavere vinkler af højde, og synligheden af denne region er indrømmet for at visualisere skulderbladet og ribbenene. Men når humerus hæver og hovedparten af skulderen i projiceret på sig selv (dermed øge radiografisk tæthed), acromion bliver godt visualiseret. Derfor garanterer den optimale radiografiske teknik til et bevægelsesforsøg ikke nødvendigvis visualisering af alle knogler til enhver tid, men giver mulighed for en klar visualisering af nok knoklet anatomi til at udføre markørløs sporing.

En anden udfordring, når du bruger biplan videoradiografi er den relativt lille 3D-billeddannelse volumen, som er overvejende defineret af billedet receptor størrelse, orienteringen af de to billeddannelsessystemer, og SID. Selv om begrænsning af 3D-billedvolumen hjælper med at kontrollere strålingsdosis (dvs. gennem kollimering), kan et lille billedvolumen begrænse det interval, hvor fælles bevægelse kan erhverves, og / eller de typer opgaver, der vurderes. Opgaver, der kræver trunkbevægelse (f.eks. kaste), kan f.eks. være uforenelige med bevægelsesanalyse af biplanevideoradiografi, fordi deltageren sandsynligvis vil bevæge sig uden for 3D-billedvolumenet, mens opgaven udføres. Patientbevægelse uden for billeddannelsesvolumen er almindelig selv i enklere opgaver som at hæve armen, især hos personer, hvis humerale højdeområde er betydeligt nedsat (f.eks. på grund af massive rotator cuff tårer, klæbende capsulitis, OA), fordi disse personer ofte kompenserer ved at læne sig til den kontralaterale side. Derfor er omhyggelig positionering af deltageren i billedvolumen og verbale signaler for at undgå at læne sig er afgørende trin i dataindsamlingsprocessen (afsnit 2.4).

Den lille 3D-billedvolumen begrænser også visualiseringen af andre segmenter, der kan være af interesse. For eksempel er sporing af torso nødvendig for at kvantificere scapulothoracic og humerothoracic kinematics. Den protokol, der er beskrevet i denne artikel, løser denne udfordring ved at spore tredje og fjerde ribben. Men andre efterforskere har sporet torso ved hjælp af et eksternt overfladebaseret sporingssystem synkroniseret med det radiografiske system49,50,62. Hver af disse tilgange har unikke begrænsninger. For eksempel kræver sporing af ribbenene god visualisering af den centrale torso, hvilket er udfordrende hos personer med større kropsbebous uden at vaske den laterale skulder ud, som tidligere beskrevet. Desuden kan det være en udfordring at spore ribbenene med en mindre billedforstærker (dvs. mindre end 40 cm). I modsætning hertil, sporing torso bevægelse ved hjælp af overflade sensorer introducerer hudens bevægelse artefakt. Uanset hvilken fremgangsmåde der anvendes, er det begrænsede 3D-billedvolumen fortsat en udfordring, når man kvantificerer skulder kinematik ved hjælp af biplan videoradiografi.

Sammenfattende giver biplan videoradiografi mulighed for meget præcis kvantificering af skulder kinematik. Variationer i protokollen beskrevet heri er blevet brugt til talrige undersøgelser inden for lab58,59,72,73,82, med hver protokol variation omhyggeligt konstrueret baseret på de specifikke forskningsmål for at minimere dosis, maksimere billedkvaliteten, og maksimere segment synlighed. I sidste ende er nøjagtig måling af in-vivo fælles bevægelse vigtig for at give en mekanistisk forståelse af skulderfunktion under normale og patologiske forhold og for at vurdere virkningerne af ikke-kirurgiske og kirurgiske kliniske indgreb.

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Disclosures

Forfatterne har ingen interessekonflikter.

Acknowledgments

Forskning rapporteret i denne publikation blev støttet af National Institute of Arthritis og muskel- og hudsygdomme under tildelingsnummer R01AR051912. Indholdet er udelukkende forfatternes ansvar og repræsenterer ikke nødvendigvis de officielle synspunkter fra National Institutes of Health (NIH).

Materials

Name Company Catalog Number Comments
Calibration cube Built in-house N/A 10 cm Lucite box with a tantalum bead in each corner and four additional beads midway along the box’s vertical edges (12 beads total). The positions of each bead are precisely known relative to a corner of the box that serves as the origin of the laboratory coordinate system.
Distortion correction grid Built in-house N/A Lucite sheet that covers the entire face of the 16 inch image intensifier and contains an orthogonal array of tantalum beads spaced at 1 cm.
ImageJ National Institutes of Health N/A Image processing software used to prepare TIFF stack of bone volumes.
Markerless Tracking Workbench Custom, in house software N/A A workbench of custom software used to digitize anatomical landmarks on 3D bone models, constructs anatomical coordinate systems, uses intensity-based image registration to perform markerless tracking, and calculates and visualize kinematic outcomes measures.
MATLAB Mathworks, Inc N/A Computer programming software. For used to perform data processing and analysis.
Mimics (version 20) Materialise, Inc N/A Image processing software used to segment humerus, scapula, and ribs from CT scan.
Open Inventor Thermo Fisher Scientific N/A 3D graphics program used to visualize bones
Phantom Camera Control (PCC) software (version 3.4) N/A Software for specifying camera parameters, and acquiring and saving radiographic images
Pulse generator (Model 9514) Quantum Composers, Inc. N/A Syncs the x-ray and camera systems and specifies the exposure time
Two 100 kW pulsed x-ray generators (Model CPX 3100CV) EMD Technologies N/A Generates the x-rays used to produce radiographic images
Two 40 cm image intensifiers (Model P9447H110) North American Imaging N/A Converts x-rays into photons to produce visible image
Two Phantom VEO 340 cameras Vision Research N/A High speed cameras record the visible image created by the x-ray system

DOWNLOAD MATERIALS LIST

References

  1. Milgrom, C., Schaffler, M., Gilbert, S., van Holsbeeck, M. Rotator-cuff changes in asymptomatic adults. The effect of age, hand dominance and gender. Journal of Bone and Joint Surgery (British volume). 77 (2), 296-298 (1995).
  2. Kim, H. M., et al. Location and initiation of degenerative rotator cuff tears: an analysis of three hundred and sixty shoulders. Journal of Bone and Joint Surgery (American Volume). 92 (5), 1088-1096 (2010).
  3. Yamamoto, A., et al. Prevalence and risk factors of a rotator cuff tear in the general population. Journal of Shoulder and Elbow Surgery. 19 (1), 116-120 (2010).
  4. Colvin, A. C., Egorova, N., Harrison, A. K., Moskowitz, A., Flatow, E. L. National trends in rotator cuff repair. Journal of Bone and Joint Surgery (American Volume). 94 (3), 227-233 (2012).
  5. Vitale, M. A., et al. Rotator cuff repair: an analysis of utility scores and cost-effectiveness. Journal of Shoulder and Elbow Surgery. 16 (2), 181-187 (2007).
  6. Zacchilli, M. A., Owens, B. D. Epidemiology of shoulder dislocations presenting to emergency departments in the United States. Journal of Bone and Joint Surgery (American Volume). 92 (3), 542-549 (2010).
  7. Oh, J. H., et al. The prevalence of shoulder osteoarthritis in the elderly Korean population: association with risk factors and function. Journal of Shoulder and Elbow Surgery. 20 (5), 756-763 (2011).
  8. Kobayashi, T., et al. Prevalence of and risk factors for shoulder osteoarthritis in Japanese middle-aged and elderly populations. Journal of Shoulder and Elbow Surgery. 23 (5), 613-619 (2014).
  9. Ludewig, P. M., Reynolds, J. F. The association of scapular kinematics and glenohumeral joint pathologies. Journal of Orthopaedic and Sports Physical Therapy. 39 (2), 90-104 (2009).
  10. Michener, L. A., McClure, P. W., Karduna, A. R. Anatomical and biomechanical mechanisms of subacromial impingement syndrome. Clinical Biomechanics. 18 (5), Bristol, Avon. 369-379 (2003).
  11. Seitz, A. L., McClure, P. W., Finucane, S., Boardman, N. D., Michener, L. A. Mechanisms of rotator cuff tendinopathy: intrinsic, extrinsic, or both. Clinical Biomechanics. 26 (1), Bristol, Avon. 1-12 (2011).
  12. Lawrence, R. L., Braman, J. P., Ludewig, P. M. Shoulder kinematics impact subacromial proximities: a review of the literature. Brazilian Journal of Physical Therapy. 24 (3), 219-230 (2019).
  13. McClure, P. W., Michener, L. A., Karduna, A. R. Shoulder function and 3-dimensional scapular kinematics in people with and without shoulder impingement syndrome. Physical Therapy. 86 (8), 1075-1090 (2006).
  14. Rundquist, P. J. Alterations in scapular kinematics in subjects with idiopathic loss of shoulder range of motion. Journal of Orthopaedic and Sports Physical Therapy. 37 (1), 19-25 (2007).
  15. Graichen, H., et al. Effect of abducting and adducting muscle activity on glenohumeral translation, scapular kinematics and subacromial space width in vivo. Journal of Biomechanics. 38 (4), 755-760 (2005).
  16. Bey, M. J., Kline, S. K., Zauel, R., Lock, T. R., Kolowich, P. A. Measuring dynamic in-vivo glenohumeral joint kinematics: technique and preliminary results. Journal of Biomechanics. 41 (3), 711-714 (2008).
  17. Poppen, N. K., Walker, P. S. Normal and abnormal motion of the shoulder. Journal of Bone and Joint Surgery (American Volume). 58 (2), 195-201 (1976).
  18. Graichen, H., et al. Magnetic resonance-based motion analysis of the shoulder during elevation. Clinical Orthopaedics and Related Research. 370 (370), 154-163 (2000).
  19. Howell, S. M., Galinat, B. J., Renzi, A. J., Marone, P. J. Normal and abnormal mechanics of the glenohumeral joint in the horizontal plane. Journal of Bone and Joint Surgery (American Volume). 70 (2), 227-232 (1988).
  20. Bergmann, G., et al. In vivo glenohumeral contact forces--measurements in the first patient 7 months postoperatively. Journal of Biomechanics. 40 (10), 2139-2149 (2007).
  21. Westerhoff, P., et al. In vivo measurement of shoulder joint loads during activities of daily living. Journal of Biomechanics. 42 (12), 1840-1849 (2009).
  22. Bergmann, G., et al. In vivo gleno-humeral joint loads during forward flexion and abduction. Journal of Biomechanics. 44 (8), 1543-1552 (2011).
  23. Halder, A. M., Zhao, K. D., Odriscoll, S. W., Morrey, B. F., An, K. N. Dynamic contributions to superior shoulder stability. Journal of Orthopaedic Research. 19 (2), 206-212 (2001).
  24. Debski, R. E., et al. A new dynamic testing apparatus to study glenohumeral joint motion. Journal of Biomechanics. 28 (7), 869-874 (1995).
  25. Malicky, D. M., Soslowsky, L. J., Blasier, R. B., Shyr, Y. Anterior glenohumeral stabilization factors: progressive effects in a biomechanical model. Journal of Orthopaedic Research. 14 (2), 282-288 (1996).
  26. Payne, L. Z., Deng, X. H., Craig, E. V., Torzilli, P. A., Warren, R. F. The combined dynamic and static contributions to subacromial impingement. A biomechanical analysis. American Journal of Sports Medicine. 25 (6), 801-808 (1997).
  27. Wuelker, N., Wirth, C. J., Plitz, W., Roetman, B. A dynamic shoulder model: reliability testing and muscle force study. Journal of Biomechanics. 28 (5), 489-499 (1995).
  28. Dillman, C. J., Fleisig, G. S., Andrews, J. R. Biomechanics of pitching with emphasis upon shoulder kinematics. Journal of Orthopaedic and Sports Physical Therapy. 18 (2), 402-408 (1993).
  29. Fleisig, G. S., Andrews, J. R., Dillman, C. J., Escamilla, R. F. Kinetics of baseball pitching with implications about injury mechanisms. American Journal of Sports Medicine. 23 (2), 233-239 (1995).
  30. Fleisig, G. S., Barrentine, S. W., Zheng, N., Escamilla, R. F., Andrews, J. R. Kinematic and kinetic comparison of baseball pitching among various levels of development. Journal of Biomechanics. 32 (12), 1371-1375 (1999).
  31. Werner, S. L., Gill, T. J., Murray, T. A., Cook, T. D., Hawkins, R. J. Relationships between throwing mechanics and shoulder distraction in professional baseball pitchers. American Journal of Sports Medicine. 29 (3), 354-358 (2001).
  32. An, K. N., Browne, A. O., Korinek, S., Tanaka, S., Morrey, B. F. Three-dimensional kinematics of glenohumeral elevation. Journal of Orthopaedic Research. 9 (1), 143-149 (1991).
  33. Johnson, M. P., McClure, P. W., Karduna, A. R. New method to assess scapular upward rotation in subjects with shoulder pathology. Journal of Orthopaedic and Sports Physical Therapy. 31 (2), 81-89 (2001).
  34. Borstad, J. D., Ludewig, P. M. Comparison of scapular kinematics between elevation and lowering of the arm in the scapular plane. Clinical Biomechanics. 17 (9-10), Bristol, Avon. 650-659 (2002).
  35. Meskers, C. G., vander Helm, F. C., Rozendaal, L. A., Rozing, P. M. In vivo estimation of the glenohumeral joint rotation center from scapular bony landmarks by linear regression. Journal of Biomechanics. 31 (1), 93-96 (1998).
  36. McClure, P. W., Michener, L. A., Sennett, B. J., Karduna, A. R. Direct 3-dimensional measurement of scapular kinematics during dynamic movements in vivo. Journal of Shoulder and Elbow Surgery. 10 (3), 269-277 (2001).
  37. Lawrence, R. L., Braman, J. P., LaPrade, R. F., Ludewig, P. M. Comparison of 3-dimensional shoulder complex kinematics in individuals with and without shoulder pain, part 1: sternoclavicular, acromioclavicular, and scapulothoracic joints. Journal of Orthopaedic and Sports Physical Therapy. 44 (9), 636-645 (2014).
  38. Lawrence, R. L., Braman, J. P., Staker, J. L., LaPrade, R. F., Ludewig, P. M. Comparison of 3-dimensional shoulder complex kinematics in individuals with and without shoulder pain, part 2: glenohumeral joint. Journal of Orthopaedic and Sports Physical Therapy. 44 (9), 646-655 (2014).
  39. Burkhart, S. S. Fluoroscopic comparison of kinematic patterns in massive rotator cuff tears. A suspension bridge model. Clinical Orthopaedics and Related Research. 284, 144-152 (1992).
  40. Mandalidis, D. G., Mc Glone, B. S., Quigley, R. F., McInerney, D., O'Brien, M. Digital fluoroscopic assessment of the scapulohumeral rhythm. Surgical and Radiologic Anatomy. 21 (4), 241-246 (1999).
  41. Pfirrmann, C. W., Huser, M., Szekely, G., Hodler, J., Gerber, C. Evaluation of complex joint motion with computer-based analysis of fluoroscopic sequences. Investigative Radiology. 37 (2), 73-76 (2002).
  42. Deutsch, A., Altchek, D. W., Schwartz, E., Otis, J. C., Warren, R. F. Radiologic measurement of superior displacement of the humeral head in the impingement syndrome. Journal of Shoulder and Elbow Surgery. 5 (3), 186-193 (1996).
  43. Hawkins, R. J., Schutte, J. P., Janda, D. H., Huckell, G. H. Translation of the glenohumeral joint with the patient under anesthesia. Journal of Shoulder and Elbow Surgery. 5 (4), 286-292 (1996).
  44. Yamaguchi, K., et al. Glenohumeral motion in patients with rotator cuff tears: a comparison of asymptomatic and symptomatic shoulders. Journal of Shoulder and Elbow Surgery. 9 (1), 6-11 (2000).
  45. Paletta, G. A. Jr, Warner, J. J., Warren, R. F., Deutsch, A., Altchek, D. W. Shoulder kinematics with two-plane x-ray evaluation in patients with anterior instability or rotator cuff tearing. Journal of Shoulder and Elbow Surgery. 6 (6), 516-527 (1997).
  46. Graichen, H., et al. Three-dimensional analysis of the width of the subacromial space in healthy subjects and patients with impingement syndrome. AJR: American Journal of Roentgenology. 172 (4), 1081-1086 (1999).
  47. Rhoad, R. C., et al. A new in vivo technique for three-dimensional shoulder kinematics analysis. Skeletal Radiology. 27 (2), 92-97 (1998).
  48. Baeyens, J. P., Van Roy, P., De Schepper, A., Declercq, G., Clarijs, J. P. Glenohumeral joint kinematics related to minor anterior instability of the shoulder at the end of the late preparatory phase of throwing. Clinical Biomechanics. 16 (9), Bristol, Avon. 752-757 (2001).
  49. Lawrence, R. L., Braman, J. P., Keefe, D. F., Ludewig, P. M. The Coupled Kinematics of Scapulothoracic Upward Rotation. Physical Therapy. 100 (2), 283-294 (2020).
  50. Lawrence, R. L., Braman, J. P., Ludewig, P. M. The impact of decreased scapulothoracic upward rotation on subacromial proximities. Journal of Orthopaedic and Sports Physical Therapy. 49 (3), 180-191 (2019).
  51. Matsuki, K., et al. Dynamic in vivo glenohumeral kinematics during scapular plane abduction in healthy shoulders. Journal of Orthopaedic and Sports Physical Therapy. 42 (2), 96-104 (2012).
  52. Chapman, R. M., Torchia, M. T., Bell, J. E., Van Citters, D. W. Assessing shoulder biomechanics of healthy elderly individuals during activities of daily living using inertial measurement units: High maximum elevation Is achievable but rarely used. Journal of Biomechanical Engineering. 141 (4), (2019).
  53. De Baets, L., vander Straaten, R., Matheve, T., Timmermans, A. Shoulder assessment according to the international classification of functioning by means of inertial sensor technologies: A systematic review. Gait and Posture. 57, 278-294 (2017).
  54. Dowling, B., McNally, M. P., Laughlin, W. A., Onate, J. A. Changes in throwing arm mechanics at increased throwing distances during structured long-toss. American Journal of Sports Medicine. 46 (12), 3002-3006 (2018).
  55. Kirking, B., El-Gohary, M., Kwon, Y. The feasibility of shoulder motion tracking during activities of daily living using inertial measurement units. Gait and Posture. 49, 47-53 (2016).
  56. Morrow, M. M. B., Lowndes, B., Fortune, E., Kaufman, K. R., Hallbeck, M. S. Validation of inertial measurement units for upper body kinematics. Journal of Applied Biomechanics. 33 (3), 227-232 (2017).
  57. Rawashdeh, S. A., Rafeldt, D. A., Uhl, T. L. Wearable IMU for shoulder injury prevention in overhead sports. Sensors (Basel). 16 (11), (2016).
  58. Baumer, T. G., et al. Effects of asymptomatic rotator cuff pathology on in vivo shoulder motion and clinical outcomes. Journal of Shoulder and Elbow Surgery. 26 (6), 1064-1072 (2017).
  59. Bey, M. J., et al. In vivo measurement of subacromial space width during shoulder elevation: technique and preliminary results in patients following unilateral rotator cuff repair. Clinical Biomechanics. 22 (7), Bristol, Avon. 767-773 (2007).
  60. Peltz, C. D., et al. Differences in glenohumeral joint morphology between patients with anterior shoulder instability and healthy, uninjured volunteers. Journal of Shoulder and Elbow Surgery. 24 (7), 1014-1020 (2015).
  61. Coats-Thomas, M. S., Massimini, D. F., Warner, J. J. P., Seitz, A. L. In vivo evaluation of subacromial and internal impingement risk in asymptomatic individuals. American Journal of Physical Medicine and Rehabilitation. 97 (9), 659-665 (2018).
  62. Millett, P. J., Giphart, J. E., Wilson, K. J., Kagnes, K., Greenspoon, J. A. Alterations in glenohumeral kinematics in patients with rotator cuff tears measured with biplane fluoroscopy. Arthroscopy. 32 (3), 446-451 (2016).
  63. Li, W., Hou, Q. Analysis and correction of the nonuniformity of light field in the high resolution X-ray digital radiography. Sixth International Conference on Natural Computation. 7, 3803-3807 (2010).
  64. Wu, G., et al. ISB recommendation on definitions of joint coordinate systems of various joints for the reporting of human joint motion--Part II: shoulder, elbow, wrist and hand. Journal of Biomechanics. 38 (5), 981-992 (2005).
  65. Baumer, T. G., et al. Effects of rotator cuff pathology and physical therapy on in vivo shoulder motion and clinical outcomes in patients with a symptomatic full-thickness rotator cuff tear. Orthopaedic Journal of Sports Medicine. 4 (9), 2325967116666506 (2016).
  66. Ludewig, P. M., et al. Motion of the shoulder complex during multiplanar humeral elevation. Journal of Bone and Joint Surgery (American Volume). 91 (2), 378-389 (2009).
  67. Bey, M. J., Zauel, R., Brock, S. K., Tashman, S. Validation of a new model-based tracking technique for measuring three-dimensional, in vivo glenohumeral joint kinematics. Journal of Biomechanical Engineering. 128 (4), 604-609 (2006).
  68. Tashman, S., Anderst, W. In-vivo measurement of dynamic joint motion using high speed biplane radiography and CT: application to canine ACL deficiency. Journal of Biomechanical Engineering. 125 (2), 238-245 (2003).
  69. Anderst, W., Zauel, R., Bishop, J., Demps, E., Tashman, S. Validation of three-dimensional model-based tibio-femoral tracking during running. Medical Engineering and Physics. 31 (1), 10-16 (2009).
  70. Kage, C. C., et al. Validation of an automated shape-matching algorithm for biplane radiographic spine osteokinematics and radiostereometric analysis error quantification. PloS One. 15 (2), 0228594 (2020).
  71. Pitcairn, S., Kromka, J., Hogan, M., Anderst, W. Validation and application of dynamic biplane radiography to study in vivo ankle joint kinematics during high-demand activities. Journal of Biomechanics. 103, 109696 (2020).
  72. Bey, M. J., et al. In vivo shoulder function after surgical repair of a torn rotator cuff: glenohumeral joint mechanics, shoulder strength, clinical outcomes, and their interaction. American Journal of Sports Medicine. 39 (10), 2117-2129 (2011).
  73. Peltz, C. D., et al. Associations between in-vivo glenohumeral joint motion and morphology. Journal of Biomechanics. 48 (12), 3252-3257 (2015).
  74. Massimini, D. F., Warner, J. J., Li, G. Glenohumeral joint cartilage contact in the healthy adult during scapular plane elevation depression with external humeral rotation. Journal of Biomechanics. 47 (12), 3100-3106 (2014).
  75. Miller, R. M., et al. Effects of exercise therapy for the treatment of symptomatic full-thickness supraspinatus tears on in vivo glenohumeral kinematics. Journal of Shoulder and Elbow Surgery. 25 (4), 641-649 (2016).
  76. Lawrence, R. L., Ruder, M. C., Zauel, R., Bey, M. J. Instantaneous helical axis estimation of glenohumeral kinematics: The impact of rotator cuff pathology. Journal of Biomechanics. 109, 109924 (2020).
  77. National Council on Radiation Protection and Measurements. Evaluating and communicating radiation risks for studies involving human subjects: guidance for researchers and institutional review boards: recommendations of the National Council on Radiation Protection and Measurements. National Council on Radiation Protection and Measurements. , (2020).
  78. Akbari-Shandiz, M., et al. MRI vs CT-based 2D-3D auto-registration accuracy for quantifying shoulder motion using biplane video-radiography. Journal of Biomechanics. 82, 30385001 (2019).
  79. Breighner, R. E., et al. Technical developments: Zero echo time imaging of the shoulder: enhanced osseous detail by using MR imaging. Radiology. 286 (3), 960-966 (2018).
  80. Fox, A. M., et al. The effect of decreasing computed tomography dosage on radiostereometric analysis (RSA) accuracy at the glenohumeral joint. Journal of Biomechanics. 44 (16), 2847-2850 (2011).
  81. Lawrence, R. L., et al. Effect of glenohumeral elevation on subacromial supraspinatus compression risk during simulated reaching. Journal of Orthopaedic Research. 35 (10), 2329-2337 (2017).
  82. Peltz, C. D., et al. Associations among shoulder strength, glenohumeral joint motion, and clinical outcome after rotator cuff repair. American Journal of Orthopedics. 43 (5), Belle Mead, N.J. 220-226 (2014).

Tags

Bioengineering Udgave 169 biplan videoradiografi kinematics skulder glenohumeral scapulothoracic humerothoracic akromiohumeral afstand kontaktcenter markørløs sporing
Måling af 3D In-vivo Skulder kinematics ved hjælp af Biplanar Videoradiography
Play Video
PDF DOI DOWNLOAD MATERIALS LIST

Cite this Article

Lawrence, R. L., Zauel, R., Bey, M.… More

Lawrence, R. L., Zauel, R., Bey, M. J. Measuring 3D In-vivo Shoulder Kinematics using Biplanar Videoradiography. J. Vis. Exp. (169), e62210, doi:10.3791/62210 (2021).

Less
Copy Citation Download Citation Reprints and Permissions
View Video

Get cutting-edge science videos from JoVE sent straight to your inbox every month.

Waiting X
Simple Hit Counter