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 av 3D In-vivo skulderkinematikk ved hjelp av biplanet videoradiografi

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 kvantifisere skulder kinematikk med høy grad av nøyaktighet. Protokollen som er beskrevet her, ble spesielt utformet for å spore scapula, humerus og ribbeina under planar humeral høyde, og skisserer prosedyrene for datainnsamling, behandling og analyse. Unike hensyn for datainnsamling er også beskrevet.

Abstract

Skulderen er et av menneskekroppens mest komplekse leddsystemer, med bevegelse som skjer gjennom koordinerte handlinger fra fire individuelle ledd, flere leddbånd og ca. 20 muskler. Dessverre er skulderpatologier (f.eks. rotatormansjett tårer, ledddislokasjoner, leddgikt) vanlige, noe som resulterer i betydelig smerte, funksjonshemming og redusert livskvalitet. Den spesifikke etiologien for mange av disse patologiske forholdene er ikke fullt ut forstått, men det er generelt akseptert at skulderpatologi ofte er forbundet med endret felles bevegelse. Dessverre er det ikke trivielt å måle skulderbevegelsen med det nødvendige nøyaktighetsnivået for å undersøke bevegelsesbaserte hypoteser. Imidlertid har radiografiske baserte bevegelsesmålingsteknikker gitt fremskrittet som er nødvendig for å undersøke bevegelsesbaserte hypoteser og gi en mekanistisk forståelse av skulderfunksjon. Formålet med denne artikkelen er derfor å beskrive tilnærmingene for måling av skulderbevegelse ved hjelp av et tilpasset biplanet videoradiografisystem. De spesifikke målene med denne artikkelen er å beskrive protokollene for å skaffe seg biplanet videoradiografiske bilder av skulderkomplekset, skaffe CT-skanninger, utvikle 3D-beinmodeller, finne anatomiske landemerker, spore posisjonen og orienteringen til humerus, scapula og torso fra de biplanare radiografiske bildene, og beregne de kinematiske utfallstiltakene. I tillegg vil artikkelen beskrive spesielle hensyn som er unike for skulderen ved måling av leddkinematikk ved hjelp av denne tilnærmingen.

Introduction

Skulderen er et av menneskekroppens mest komplekse leddsystemer, med bevegelse som skjer gjennom koordinerte handlinger fra fire individuelle ledd, flere leddbånd og ca. 20 muskler. Skulderen har også det største bevegelsesområdet for kroppens store ledd og beskrives ofte som et kompromiss mellom mobilitet og stabilitet. Dessverre er skulderpatologier vanlige, noe som resulterer i betydelig smerte, funksjonshemming og redusert livskvalitet. For eksempel påvirker rotatormansjett tårer omtrent 40% av befolkningen over 601,2,3, med omtrent 250,000 rotator mansjett reparasjoner utført årlig4, og en estimert økonomisk byrde på $ 3-5 milliarder per år i USA5. I tillegg er skulderdislokasjoner vanlige og er ofte forbundet med kronisk dysfunksjon6. Til slutt er glenohumeral leddartritt (OA) et annet betydelig klinisk problem som involverer skulderen, med befolkningsstudier som indikerer at omtrent 15% -20% av voksne over 65 år har radiografiske bevis på glenohumeral OA7,8. Disse forholdene er smertefulle, svekker aktivitetsnivået og reduserer livskvaliteten.

Selv om patogenene i disse forholdene ikke er fullt ut forstått, er det generelt akseptert at endret skulderbevegelse er forbundet med mange skulderpatologier9,10,11. Spesielt kan unormal leddbevegelse bidra til patologien9,12, eller at patologien kan føre til unormal felles bevegelse13,14. Sammenhenger mellom felles bevegelse og patologi er sannsynligvis komplekse, og subtile endringer i felles bevegelse kan være viktige i skulderen. For eksempel, selv om vinkelbevegelse er den dominerende bevegelsen som forekommer ved glenohumeralleddet, oppstår felles oversettelser også under skulderbevegelse. Under normale forhold overstiger disse oversettelsene sannsynligvis ikke flere millimeter15,16,17,18,19, og kan derfor være under nivået av in-vivo nøyaktighet for noen måleteknikker. Selv om det kan være fristende å anta at små avvik i felles bevegelse kan ha liten klinisk innvirkning, er det viktig å også erkjenne at den kumulative effekten av subtile avvik over år med skulderaktivitet kan overstige individets terskel for vevsheling og reparasjon. Videre er in-vivo krefter på glenohumeral joint ikke inkonsekvente. Ved hjelp av tilpassede instrumenterte glenohumerale leddimplantater har tidligere studier vist at å øke en vekt på 2 kg til hodehøyde med en utstrakt arm kan resultere i glenohumerale leddkrefter som kan variere fra 70% til 238% kroppsvekt20,21,22. Følgelig kan kombinasjonen av subtile endringer i felles bevegelse og høye krefter konsentrert over glenoidens lille bærende overflateområde bidra til utvikling av degenerative skulderpatologier.

Historisk har måling av skulderbevegelse blitt oppnådd gjennom en rekke eksperimentelle tilnærminger. Disse tilnærmingene har inkludert bruk av komplekse kadaveriske testsystemer designet for å simulere skulderbevegelse23,24,25,26,27, videobaserte bevegelsesfangstsystemer med overflatemarkører28,29,31, overflatemonterte elektromagnetiske sensorer32,33,34,35 , benpinner med refleksmarkører eller andre sensorer festet36,37,38, statisk todimensjonal medisinsk bildebehandling (dvs. fluoroskopi39,40,41 og radiografer17,42,43,44,45), statisk tredimensjonal (3D) medisinsk bildebehandling ved hjelp av MRI46,47, beregnet tomografi48, og dynamisk, 3D enkeltplan fluoroskopisk bildebehandling49,50,51. Mer nylig har bærbare sensorer (f.eks. inertial måleenheter) blitt populære for måling av skulderbevegelser utenfor laboratoriemiljøet og i fritt leveforhold52,53,54,55,56,57.

De siste årene har det vært en spredning av biplanradiografiske eller fluoroskopiske systemer designet for å nøyaktig måle dynamiske, 3D in-vivo bevegelser av skulderen58,59,60,61,62. Hensikten med denne artikkelen er å beskrive forfatternes tilnærming til måling av skulderbevegelse ved hjelp av et tilpasset biplanet videoradiografisystem. De spesifikke målene med denne artikkelen er å beskrive protokollene for å skaffe seg biplanet videoradiografiske bilder av skulderkomplekset, skaffe CT-skanninger, utvikle 3D-beinmodeller, finne anatomiske landemerker, spore posisjonen og orienteringen til humerus, scapula og torso fra de biplanare radiografiske bildene og beregne kinematiske utfallstiltak.

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Protocol

Før datainnsamlingen ga deltakeren skriftlig informert samtykke. Undersøkelsen ble godkjent av Henry Ford Health System's Institutional Review Board.

Protokoller for anskaffelse, behandling og analyse av radiografiske bevegelsesdata for biplan er svært avhengige av bildesystemer, databehandlingsprogramvare og utfallsmål av interesse. Følgende protokoll ble spesielt designet for å spore scapula, humerus og den tredje og fjerde ribben under scapular-plane eller coronal-plane bortføring og for å kvantifisere glenohumeral, scapulothoracic, og humerothoracic kinematikk.

1. CT-bildebehandlingsprotokoll

  1. Be deltakeren ligge på CT-undersøkelsesbordet med armene ved siden av seg. Avhengig av deltakerens størrelse, plasser dem utenfor midten på bordet slik at hele hemi-torsoen er tilgjengelig for avbildning.
  2. For å skaffe seg speiderbildene sørger teknologen for at CT-synsfeltet inkluderer kragebenet (overlegent), de distale humerale episondylene (dårligere), hele glenohumeralleddet (lateralt) og costovertebral- og sternocostalleddene (medially) (figur 1).
  3. Skaff CT-skanningen med følgende parametere: skannemodus = spiral; rørspenning = 120 kVp; rørstrøm: 200-400 mA (auto); skivetykkelse = 0,66 mm; FOV = 34 cm.
  4. Kontroller skannekvaliteten og synsfeltet.
  5. Formater anskaffelsen på nytt med en bildematrisestørrelse på 512 x 512 piksler. Gitt skivetykkelsen og FOV, resulterer oppkjøpet i en isotropisk voxelavstand på ca. 0, 66 mm.
  6. Eksporter bildene i DICOM-format.

2. Biplan røntgen bevegelse fange protokoll

MERK: Det egendefinerte biplan-røntgensystemet som brukes i denne protokollen er beskrevet i materialfortegneren. Datainnsamlingsprosedyrene vil sannsynligvis variere med forskjellige systemkomponenter. Røntgensystemene kalles vilkårlig "grønne" og "røde" for å skille prosedyrer og resulterende bildesekvenser og er plassert med en omtrent 50° interstrålevinkel og en kilde-til-bilde-avstand (SID) på ca. 183 cm (figur 2). Det kreves minimum to forskningspersonell for datainnsamlingen. den ene til å betjene røntgensystemet og datamaskinen, og den andre for å instruere forskningsdeltakeren.

  1. Oppsett av kameraprogramvare
    1. Still inn kameraets blenderåpning til standardinnstillingen (f/5.6).
      MERK: Denne verdien avhenger av flere faktorer, inkludert kamera, eksponeringstid, ISO og deltakerantropometri.
    2. Åpne kameraprogramvaren og last inn studieprotokollen til hvert kamera (samplingsfrekvens: 60 Hz, eksponeringstid: 1100 μs).
      MERK: Kameraets eksponeringstid kan variere avhengig av flere faktorer, inkludert kamera, blenderåpningsinnstilling og radiografisk eksponering.
  2. Oppvarming av systemet
    MERK: Røntgenrørets anod kan bli skadet hvis det produseres kraftige eksponeringer når det er kaldt. Derfor bør rørene varmes opp av en rekke lavenergieksponeringer basert på produsentens anbefalinger.
    1. Velg Vaskulær innstilling på begge røntgengeneratorens kontrollpaneler. De forhåndsprogrammerte vaskulære innstillingene gir lav energieksponering som passer for systemoppvarmingen (per systemprodusent).
    2. Still inn eksponeringstiden på pulsgeneratoren til 0,25 s.
    3. Hold nede PREP-knappene på kontrollpanelene for røntgengeneratoren. Klargjøringsforsinkelse vises på skjermen.
    4. Når begge skjermene er klare til å eksponere, trykker du samtidig på og holder inne EXPOSE-knappene .
      MERK: Dette vil ikke produsere røntgenstråler, men bare armer systemet. Røntgenproduksjon skjer bare ved å trykke på fotpedalen eller håndholdte utløsere.
    5. Trykk på PREP- og EXPOSE-knappene på begge kontrollpanelene, og trykk samtidig ned og hold fotpedalen (eller håndholdt) for å utløse røntgengeneratoren for å produsere røntgenstråler.
      MERK: Røntgenbildene produseres så lenge pulsgeneratoren (trinn 2.3.2) eller til pedalen slippes, avhengig av hva som inntreffer først.
    6. Gjenta trinnene 2.2.2-2.2.5 til røntgenrørets varmeenhet (HU) overstiger nivået som kreves av produsenten for å skaffe bilder (5% HU for systemet vårt).
  3. Kontroller kamerasynkroniseringen og bildefokuset.
    MERK: Kontroller kamerasynkroniseringen og fokuset ved å skaffe deg et sett med testbilder av rutenettet for forvrengningskorrigering (se Materialfortegnelse). Hver bildeforsterker vil bli testet individuelt ved hjelp av trinnene beskrevet nedenfor.
    1. Plasser rutenettet for forvrengningskorrigering på bildeforsterkeren.
    2. På begge røntgengeneratorens kontrollpaneler velger du hjerteinnstillingen , som er programmert til standard radiografisk teknikk (70 kVp, 320 mA, 2 ms og brennpunkt = 1,0 mm).
      MERK: Kamerainnstillingene forblir uendret (samplingsfrekvens: 60 Hz, eksponeringstid: 1100 μs).
    3. Sett pulsgeneratoren på 0,25 s.
    4. Start kameraanskaffelsen gjennom kameraprogramvaren og hent røntgenbilder som beskrevet tidligere i trinn 2.2.3-2.2.5.
    5. Forhåndsvis de resulterende bildene og bestem den forløpte tiden fra utløserpulsen for hvert system. Hvis forskjellen i forløpt tid mellom kameraer er mer enn 2 μs, må du finne ut hvilket kamera som avfyres sent og angi en bildeforsinkelse i kameraprogramvaren for å løse problemet.
    6. Kontroller bildets skarphet visuelt for å bekrefte kamerafokuset. For objektiv vurdering, analyser en profillinje som er tegnet over en perle i forvrengningskorrigeringsrutenettet ved hjelp av bildebehandlingsprogramvare (f.eks. Kontroller spesielt stigningstallet for de grå verdiene for bildepunkt langs denne profillinjen. En mer negativ skråning sikrer et skarpere bilde (forutsatt at radiografisk bilde er invertert slik at perlen er mørk). Fokuser om nødvendig kameraene på nytt og gjenta trinnene 2.3.3-2.3.6.
  4. Oppsett og posisjonering for forskningsdeltakere
    MERK: Forskningsdeltakerens posisjonering er svært avhengig av beinene som spores og bevegelsen testes. Testing utføres vanligvis med forskningsdeltakeren sittende på en fast stol (dvs. ikke sving eller hjul) for å minimere potensialet for endringer i deres posisjon som kan føre til at skulderen beveger seg utenfor 3D-bildevolumet.
    1. Plasser stolen i biplanavbildningsvolumet slik at skulderen som skal testes er sentrert omtrent der røntgenstrålene for biplan krysser hverandre. Dette er en foreløpig posisjon. Juster den basert på deltakerens antropometri, bevegelsen som skal testes, og beinene som skal spores.
    2. Be deltakeren sitte i en komfortabel oppreist stilling med armene hvilende ved hans / hennes side.
    3. Sikre en blyforet beskyttende vest over deltakerens torso for å dekke magen og den kontralaterale skulderen og brystet.
    4. Angi den foreløpige høyden på bildeforsterkerne. For å informere om denne prosedyren, slå på lyset i systemets røntgenkilde. Hev systemet til deltakerens skygge kastet på bildeforsterkeren er på nivået av axillaen.
      MERK: Kilde- og bildeforsterkeren i hvert system er koblet sammen for å bevege seg sammen. Systemer som ikke er frakoplet, krever flere justeringstrinn som ikke er beskrevet her.
    5. Opprett den foreløpige høyden på bildeforsterkerne. Beveg deltakeren forsiktig på stolen innenfor bildevolumet for biplanet mens de ser skyggen bli kastet på hver bildeforsterker.
      MERK: En god innledende gjetning er å ha deltakeren plassert slik at akromatioclavicular leddet er omtrent i sentrum av begge bildeforsterkere. Denne posisjonen er en rimelig innledende gjetning for den nåværende protokollen, som krever visualisering og sporing av humerus, scapula og to ribber under skulderhøyde.
    6. Når deltakerens posisjon ser ut til å være rimelig i begge systemene, må du holde lyskilden på og be deltakeren om å utføre bevegelsen som skal testes. Sørg for at deltakerens skulder forblir innenfor det radiografiske synsfeltet under hele bevegelsesprøven. Hvis det er mulig, kan du samle røntgenstråler for å redusere eksponeringen.
    7. Gjenta trinn 2.4.5-2.4.6 til det ser ut til at deltakerens oppsett i bildevolumet er riktig.
    8. Forsker #1: Gå tilbake til kontrollrommet for å kjøre røntgenkontrollpanelene og kameraene. Sett røntgenkontrollpanelet i laveffekts fluoroskopimodus (60 kVp, 3-4 mA) og pulsgeneratoren til et oppkjøp på 0,25 s.
    9. Forsker #2: Forklar for deltakeren at et bilde vil bli tatt slik at deres posisjon kan verifiseres i bildene og beskrive serien av hendelser som vil skje. Advar deltakeren om lydene systemet lager (f.eks. klikk, hums) for å forhindre pågripelse. Ta en blyforet beskyttelsesvest, hent den håndholdte avtrekkeren, og flytt så langt bort fra røntgenkildene som mulig for å minimere eksponeringen samtidig som du opprettholder en klar synslinje og kommunikasjon med deltakeren. Hvis det er mulig, stå bak et blyforet skjold med et vindu.
    10. Forsker #1 (i røntgenkontrollrom): Start kameraene og klargjør røntgenkontrollpanelet som beskrevet tidligere (trinn 2.2.3-2.2.5). Når systemet er klart til å eksponere, må du melde fra til forskeren #2.
    11. Forsker #2 (i lab): Angi for deltakeren om bildeinnhenting. Utløs det radiografiske bildeanskaffelsen ved hjelp av den håndholdte fjernutløseren. Informer deltakeren om at et bilde ble tatt og unnskyld deg selv til kontrollrommet.
    12. Forsker #1 og #2 (i røntgenkontrollrom): Inspiser bildene. Fokuser bare på deltakerens posisjon og synligheten av alle bein som skal spores. Gjenta om nødvendig trinn 2.4.5-2.4.12 til deltakerens stilling er tilfredsstillende.
    13. Når oppsettet og plasseringen av røntgensystemet er etablert, må du ikke flytte røntgensystemet under datainnsamlingsøkten med mindre nye kalibrerings- og forvrengningskorrigeringsbilder samles inn for hver konfigurasjon. Be også deltakeren om å bevege seg så lite som mulig så lenge datainnsamlingsøkten varer, for å unngå å måtte gjenta oppsettsprosedyrene.
  5. Datainnsamling: Statisk bildeanskaffelse
    1. Forsker #1 (i røntgenkontrollrom): Still inn den optimaliserte radiografiske teknikken på røntgenkontrollpanelet (basert på foreløpig testing). Den radiografiske protokollen som brukes her er 70 kVp, 320 mA, 2 ms og fokalpunkt = 1,0 mm, med kameraet som samler på 60 Hz og en eksponeringstid på 1100 μs. Sett pulsgeneratoren på 0,25 s.
      MERK: Informer deltakeren om at neste bilde vil være en formell bildeinnhenting.
    2. Forsker #2 (i laboratoriet): Informer deltakeren om å sitte oppreist med armen hvilende ved deres side.
    3. Hent et bilde som beskrevet tidligere (trinn 2.4.8-2.4.11).
    4. Forskere #1 og #2 (i røntgenkontrollrom): Inspiser bildene. Fokuser på bildekvaliteten (dvs. lysstyrke og kontrast) og synlighet av alle nødvendige bein. Hvis det er behov for justeringer av bildekvaliteten, må du bestemme parameteren som skal endres (dvs. f-stopp, kameraeksponeringstid, kVp, mA) og hente det statiske bildet på nytt.
      MERK: Det er viktig å alltid være oppmerksom på hvordan dosen påvirkes av de radiografiske parametrene.
    5. Gjenta trinn 2.5.1-2.5.4 til bildekvaliteten er akseptabel, innenfor doseestimatene godkjent av IRB.
    6. Når bildekvaliteten er akseptabel, må du inspisere bildene for teknisk kvalitet (f.eks. korrupte rammer).
    7. Etter en akseptabel statisk prøvebildeinnhenting lagrer du prøveversjonen fra hvert kamera (f.eks. "green_still.cine", "red_still.cine").
  6. Datainnsamling: Dynamisk bildeanskaffelse
    1. Forsker #1 (i røntgenkontrollrom): Oppretthold de samme radiografiske parametrene fra det statiske prøvebildet. Sett pulsgeneratoren på en eksponering på 2,0 s.
    2. Forsker #2 (i laboratoriet): Lær deltakeren bevegelsen som skal utføres, inkludert flyet og tidspunktet for bevegelsen. Kontroller at stolen og deltakerens klær og/eller blyforet vest ikke forstyrrer skulderbevegelsen. Øv på bevegelsesforsøket med deltakeren. Bruk den verbale stikkordet "Klar ... og... gå" tempoet slik at det tar 2 s (dvs. varigheten av bevegelsesprøven) for å hjelpe deltakeren med å øke start og fullføring av bevegelsen.
      MERK: Det er viktig at deltakeren forstår prosedyrene og konsekvent kan utføre bevegelsesforsøket for å unngå unødvendig eksponering knyttet til en mislykket prøveperiode.
    3. Forsker #2 (i laboratoriet): Etter tilstrekkelig praksis, hent den håndholdte fjernutløseren. Flytt til et trygt sted i laboratoriet med en klar synslinje og kommunikasjon med forskningsdeltakeren.
    4. Forsker #1 (i røntgenkontrollrom): Tilbakestill pulsgeneratoren til 2,0 s, start kameraene, og klargjør røntgenkontrollpanelet som beskrevet tidligere (trinn 2.3.4-2.3.5). Når systemet er klart til å eksponere, må du melde fra til forskeren #2.
    5. Forsker #2 (i lab): Spør forskningsdeltakeren: "Er du klar?" [vent på det bekreftende svaret] "Klar... og... gå." (tempoet, som før, slik at det tar 2 s).
    6. Forsker #2 (i laboratoriet): Utløser røntgensystemet manuelt når deltakeren starter armbevegelse.
      MERK: Selv om det utløses manuelt basert på visuelle bevegelsesrisikoer som utelater utbruddet av bevegelsesforsøket, forhindrer det å over eksponere forskningsdeltakeren i tilfelle en misforståelse eller en forsinket start.). Når prøveperioden er fullført, informer deltakeren om at et bilde ble tatt og unnskyld deg selv til kontrollrommet for å inspisere bildene.
    7. Forskere #1 og #2 (i røntgenkontrollrom): Inspiser prøvebildene for kvalitet (dvs. lysstyrke og kontrast) og teknisk tilstand (dvs. eventuelle korrupte rammer) (figur 3). Lagre bevegelsesforsøkene fra hvert kamera (f.eks. "green_scapab1.cine", "red_scapab1.cine").
    8. Gjenta trinn 2.6.1-2.6.7 for å samle alle bevegelsesforsøkene innenfor den godkjente strålesikkerhetsprotokollen.
  7. Samle kalibreringsbilder
    MERK: Radiografisk bildekalibrering resulterer i definisjonen av det laboratoriebaserte koordinatsystemet, plasseringen og orienteringen til hvert røntgenradiografisk system i forhold til laboratoriekoordinatsystem, og iboende parametere som tillater generering av digitalt rekonstruerte radiografer (DRRs), som brukes i den markørløse sporingsprosessen. Kalibreringsberegningene er beskrevet i trinn 3.4.1.
    1. Oppretthold de samme kamerainnstillingene og de radiografiske teknikkinnstillingene som ble brukt under datainnsamlingen.
    2. Still pulsgeneratoren på en eksponering på 0,5 s.
    3. Plasser kalibreringskuben (se Materialliste) midt i bildevolumet.
    4. Anskaffe og lagre kubebildene (f.eks. "green_cube.cine", "red_cube.cine").
  8. Samle bildene for korrigering av forvrengning og avvikskorrigering.
    MERK: Radiografisk bilde som samles inn ved hjelp av en bildeforsterker, påvirkes av intensitet, avvik63 og forvrengning. Følgelig er bilder av et hvitt felt og forvrengningskorrigeringsrutenett anskaffet på hvert radiografiske system for å bestemme korrigeringene som trengs. Det er generelt forsvarlig å samle kalibreringsbilder før bilder av forvrengning og avvikskorrigering i tilfelle bildeforsterkerne støter mens forvrengningsrutenettet plasseres.
    1. Fjern alle objekter fra det radiografiske synsfeltet.
    2. Oppretthold de samme kamerainnstillingene og de radiografiske teknikkinnstillingene som ble brukt under datainnsamlingen. Still pulsgeneratoren på en eksponering på 0,5 s.
    3. Fest rutenettet for forvrengningskorrigering (se Materialfortegnelse) til overflaten på den grønne bildeforsterkeren.
    4. Hent bilder av rutenett og hvite felt.
    5. Lagre bildene (f.eks. "green_grid.cine", "red_white.cine").
    6. Flytt rutenettet til den røde bildeforsterkeren, og gjenta trinn 2.7.2-2.7.5, og endre bildefilnavnene etter behov.

3. Protokoll for databehandling

MERK: Prosedyrer for å forberede benete geometri, bildeforbehandling (dvs. forvrengning og ikke-ensartethetskorrigering og bildekalibrering), og markørløs sporing er svært varierende og avhenger av programvaren som brukes. Prosedyrene som er beskrevet her, er spesifikke for den proprietære programvaren. De viktigste databehandlingstrinnene kan imidlertid sannsynligvis oversettes til en hvilken som helst programvarepakke for røntgenbevegelsesfangst.

  1. Behandler CT-skanning
    MERK: Den proprietære markørløse sporingsprogramvaren som brukes av forfatternes laboratorium optimaliserer posisjonen og orienteringen til en DRR. Fremgangsmåtene for behandling av CT-skanningen resulterer derfor i opprettelsen av en 16-biters TIFF-bildestakk. Andre programvarepakker kan kreve at bengeometrien er representert i forskjellige formater eller spesifikasjoner.
    1. Åpne et bildebehandlingsprogram (f.eks. etterligninger, FIJI) og importer CT-bildene.
    2. Segmenter humerus fra det omkringliggende bløtvevet. For ribbenene, lag en forlengelse som forbinder det fremre aspektet av ribben til manubriumet for å digitalisere brystokstalleddet senere i trinn 3.2.6.
    3. Utfør en boolsk operasjon på den ferdige masken med en svart maske (dvs. alle piksler er farget svart) (operasjon: svart minus bein). Dette resulterer i en invertert maske av beinet der alle piksler er svarte bortsett fra de som tilsvarer beinet, som forblir i CT gråtoner.
    4. Beskjær bildestakken langs alle tre aksene for å eliminere de svarte (dvs. ikke-bein) bildepunktene. La det være noen svarte bildepunkter ved kantene av denne 3D-markeringsrammen.
    5. Lagre den endrede bildestakken i TIFF-format.
    6. Gjenta trinnene 3.1.1-3.1.5 for alle gjenværende bein.
  2. Definere anatomiske koordinatsystemer og interesseområder (ROIer)
    MERK: Denne protokollen orienterer anatomiske koordinatsystemer som følger. For en høyre skulder er +X-aksen orientert sidelengs, +Y-aksen er orientert overlegent, og +Z-aksen er orientert bakre. For en venstre skulder er +X-aksen orientert sidelengs, +Y-aksen er orientert overlegent, og +Z-aksen er orientert fremre.
    1. Importer TIFF-bildestakken for benet som skal behandles. Konverter TIFF-stakken til en . RAW-fil og gjengi en 3D-beinmodell basert på kjente bildepunktdimensjoner og bildeavstand ved hjelp av den proprietære programvaren.
      MERK: Oppløsningen til modellen er basert på prøvetakingen av CT-volumet (dvs. voxelavstand). Følgelig er det gjennomsnittlige arealet av masketrekantene ca. 1,02 mm2 (±0,2 mm2) (trinn 1,3).
    2. Digitaliser de anatomiske landemerkene på humerus som følger (figur 4A).
      1. Geometrisk senter av humeralhodet: Bestem dimensjonene og posisjonen til en sfære som minimerer avstanden mellom sfærens overflate og den humerale leddoverflaten ved hjelp av en minste kvadratisk algoritme. Definer det geometriske midten av humeralhodet som koordinatene til den optimaliserte sfærens senter.
      2. Mediale og laterale epiondyler: Ligger i den bredeste delen av den distale humerus.
    3. Definer humeralhode-avkastning som følger (figur 5A).
      1. Hele humeralartikulær overflate og større tuberositet.
    4. Digitaliser de anatomiske landemerkene på scapulaen som følger (figur 4B).
      1. Roten av den scapular ryggraden: Ligger ved medial grensen langs scapular ryggraden.
      2. Bakre acromioclavicular ledd: Ligger på bakre aspekt av clavicular fasetter på scapular acromion.
      3. Dårligere vinkel: Plassert på det dårligere punktet på scapulaen.
    5. Definer scapular-ROIer på følgende måte (figur 5B).
      1. Akrom: Undergrunnen av akromen lateral til ryggraden i scapulaen.
      2. Glenoid: Hele artikulerende overflaten av glenoiden.
    6. Digitaliser anatomiske landemerker på ribbeina som følger (figur 4C).
      1. Fremre ribbein: Plassert på den medial-mest delen av ribbenforlengelsen.
      2. Bakre ribbe: Plassert ved det overlegne/dårligere midtpunktet i det bakre aspektet av fasetteren på ribbens hode.
      3. Lateral ribbe: Plassert på side-mest aspekt av ribben når fremre og bakre ribbepunkter er justert vertikalt på skjermen.
  3. Forhåndsbehandling av bilde
    MERK: Forhåndsbehandling av bilder utføres ved hjelp av proprietær programvare og innebærer å konvertere cine-bildefilene til TIFF-stabler og korrigere bildene for forvrengning av avvik.
    1. Utfør ikke-ensartethetskorrigering: Programvaren gjennomsnittet av de omtrent 30 rammene (dvs. 0,5 s data) for å produsere et enkelt, høykvalitets, lyst feltbilde for å minimere effekten av støy i en enkelt ramme. Lysfeltbildet brukes til å beregne den sanne radiografiske tettheten langs strålen fra røntgenkilden til hver piksel i hver dataramme. Summen av den radiografiske tettheten av alt stoffet som penetreres av hver piksels stråle, er proporsjonal med logaritmen til det lyse feltet for den pikselen minus logaritmen til observasjonsbildet for den pikselen (dvs. logg-underbehandling).
    2. Utfør forvrengningskorrigering: Programvaren har i gjennomsnitt de omtrent 30 delbildene (dvs. 0,5 sekund med data) for å produsere ett enkelt bilde og reduserer støyeffekten i et enkelt bilde. Forvrengningskorrigeringsprogramvaren oppretter et affinekart fra hver trippel av tilstøtende perleposisjoner i forvrengningsrutenettet til den kjente (sanne) posisjonen til de tre perlene i Lucite-forvrengningskorrigeringsrutenettet. Denne samlingen av små affine kart brukes deretter til å ta nytt utsnitt av hver observerte ramme av bevegelsesforsøket i de sanne koordinatene som representeres av ortogonal matrise av perler.
    3. Bruk korrigeringer av forvrengning og ikke-ensartethet på alle delbilder i hver prøveversjon.
  4. Kalibrering av bildevolum for biplanavbildning.
    MERK: Bildekalibrering ble utført ved hjelp av proprietær programvare. Programvaren bruker en ikke-lineær optimaliseringsalgoritme for å justere de observerte kalibreringsobjektperleplasseringene til deres kjente 3D-steder. Denne prosessen utføres for hvert sett med biplankalibreringsbilder. Resultatet er et system som digitalt kan projisere to visninger av et benvolum og registrere dem mot radiografiske bilder av samme bein som samles inn under datainnsamlingen.
  5. Markørløs sporing
    MERK: Markørløs sporing utføres ved hjelp av proprietær programvare. Programvare som Autoscoper og C-Motion kan også brukes til å fullføre denne prosessen.
    1. På den første rammen av bevegelsesprøven roterer og oversetter du DRR ved hjelp av programvarekontrollene til den ser ut til å samsvare godt med røntgenbildene for biplan (figur 6).
    2. Lagre den manuelle løsningen.
    3. Bruk optimaliseringsalgoritmen.
    4. Inspiser visuelt løsningen som er fastslått å være optimal av algoritmen basert på den første manuelle løsningen. Juster om nødvendig løsningen og gjenta trinn 3.5.2-3.5.3 til den er fornøyd med den optimaliserte løsningen.
    5. Gjenta trinn 3.5.1-3.5.4 for hver tiende ramme på tvers av bevegelsesforsøket.
      MERK: Dette intervallet avhenger av flere faktorer, inkludert bildefrekvens, bevegelseshastighet og bildekvalitet. Mindre intervaller kan være nødvendig.
    6. Når hver tiende ramme spores, utfører du en optimalisering for å lage interpolerte foreløpige løsninger som deretter optimaliseres.
    7. Fortsett å avgrense løsningene til alle rammene i bevegelsesforsøket spores godt.

4. Protokoll for dataanalyse

MERK: Den proprietære markørløse sporingsprogramvaren som brukes i denne protokollen resulterer i rå og filtrerte baner til de anatomiske landemerkene som skal brukes til å konstruere anatomiske koordinatsystemer. Disse koordinatene uttrykkes i forhold til laboratoriekoordinatsystemet som er definert av kalibreringsobjektet under kalibreringsprosedyren. Følgende protokoll beskriver generelt prosedyrene for beregning av kinematiske utfallstiltak fra disse landemerkebanene slik at de kan beregnes i et hvilket som helst programmeringsspråk (f.eks. MATLAB). En annen proprietær programvare brukes til å beregne kinematikk og nærhetsstatistikk.

  1. Beregne kinematikk og nærhetsstatistikk
    MERK: De primære kinematiske utfallstiltakene inkluderer felles rotasjoner (dvs. Euler-vinkler) og posisjoner. Den primære nærhetsstatistikken inkluderer minimumsgapet, gjennomsnittlig gap og vektet gjennomsnittlig kontaktsenter, som beregnes for hver dataramme. Samlet beskriver disse tiltakene felles arthrokinematics, eller overflateinteraksjoner under en bevegelse. Anatomiske proxyer som er aggregert på tvers av bevegelsesprøven inkluderer det gjennomsnittlige kontaktsenteret, kontaktbanen og lengden på kontaktbanen.
    1. For hvert bein og bevegelsesramme bruker du de filtrerte anatomiske landemerkekoordinatene (dvs. utgang fra den markørløse sporingsprogramvaren) til å konstruere en 16-element transformasjonsmatrise som representerer beinets anatomiske koordinatsystem i forhold til laboratoriekoordinatsystemet.
    2. Beregn den relative kinematikken ved å relatere de anatomiske koordinatsystemene mellom relevante bein ved hjelp av programvaren.
    3. Trekk ut skjøtevinkler og posisjoner ved hjelp av konvensjonelle metoder64. Gitt orienteringen av de anatomiske koordinatsystemene, trekk ut glenohumeral kinematikk ved hjelp av en Z-X'-Y'' rotasjonssekvens, trekk ut scapulothoracic kinematikk ved hjelp av en Y-Z'-X'' rotasjonssekvens, og trekk ut humerothoracic kinematikk ved hjelp av en Y-Z'-Y'' rotasjonssekvens.
    4. Minimumsgap: Beregn det minste gapet (dvs. avstand) mellom sentroidene i nærmeste nabotrekant på motsatt ben ved hjelp av programvaren.
    5. Gjennomsnittlig gap: Beregn det arealvektede gjennomsnittet av minimumsgapet ved hjelp av trekantene som har det minste gapet til nærmeste nabo innenfor et bestemt måleområde ved hjelp av programvaren. Definer måleområdet som trekantene nærmest det motsatte beinet hvis områder summerer til 200 mm2. Inkorporer dette måleområdet i beregningen for å sikre at bare overflaten som er rimelig nær motsatt ben, er inkludert i den gjennomsnittlige gapberegningen.
      MERK: Størrelsene på måleområdet (dvs. 200 mm2) ble valgt under den første algoritmeutviklingen etter at det ble funnet å konsekvent reflektere subakromial plass og glenohumerale leddproxiteter uten å være altfor partisk fra fjerne overflater. Bruk av dette tiltaket for bredere overflateinteraksjoner (f.eks. tibiofemoral) kan kreve et større måleområde.
    6. Vektet gjennomsnittlig kontaktsenter (dvs. centroid): Beregn punktet på ROI-overflaten som minimerer den vektede avstanden til alle andre trekanter innenfor måleområdet (dvs. trekanter nærmest motsatt bein hvis områder summerer til 200 mm2) ved hjelp av programvaren. Vektfaktoren for hver trekant i måleområdet beregnes som: trekantområde / kvadrert avstand til nærmeste nabosentroid (dvs. omvendt kvadratvekting). På denne måten er trekantene som er vektet tyngre større (med en faktor på 1) og nærmere det motsatte beinet (med en faktor av den kvadrerte minimumsavstanden).
    7. Gjennomsnittlig kontaktsenter: Beregn gjennomsnittsposisjonen til kontaktsenteret (dvs. centroid) på tvers av bevegelsesforsøket ved hjelp av programvaren. Gitt kontaktsentre representerer felles arthrokinematics, representerer det gjennomsnittlige kontaktsenteret sentrum for overflateinteraksjoner under en bevegelse.
    8. Kontaktbane: Definer ved å koble koordinatene til det vektede gjennomsnittlige kontaktsenteret på tvers av bevegelsesforsøket ved hjelp av programvaren.
    9. Lengde på kontaktbane: Beregn lengden på kontaktbanen på tvers av prøveversjonen av bevegelsen ved hjelp av programvaren.

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Representative Results

En 52 år gammel asymptomatisk kvinne (BMI = 23,6 kg/m2) ble rekruttert som en del av en tidligere undersøkelse og gjennomgikk bevegelsestesting (coronal plane abduction) på hennes dominerende (høyre) skulder65. Før datainnsamlingen ga deltakeren skriftlig informert samtykke. Undersøkelsen ble godkjent av Henry Ford Health System's Institutional Review Board. Datainnsamlingen ble utført ved hjelp av protokollen som tidligere er beskrevet (figur 3).

Deltakerens glenohumerale, scapulothoracic og humerothoracic kinematikk presenteres i henholdsvis figur 7, figur 8 og figur 9. Visuell inspeksjon av glenohumeral og scapulothoracic kinematikk antyder at deltakerens skulderbevegelse var i samsvar med det som vanligvis forventes under coronal flybortføring66. Spesielt besto glenohumeral bevegelse av høyde og liten ekstern rotasjon, og var generelt i et plan bakre til scapulaen (figur 7), mens scapulothoracic bevegelse besto av oppoverrotasjon, bakre tilt og liten intern / ekstern rotasjon (figur 8).

Under bevegelsesforsøket varierte den minste subakromiale avstanden (dvs. den smaleste bredden på det subakromiale uttaket for en gitt ramme) fra 1,8 mm ved 74,0° humerothoracic høyde (ramme 45) til 8,3 mm ved 134,0° humerothoracic høyde (ramme 89) (figur 10A, figur 11A). Den gjennomsnittlige subakromiale avstanden (dvs. gjennomsnittlig bredde på det subakromiale uttaket innenfor det angitte måleområdet på 200 mm2 ) hadde en tendens til å følge en lignende bane som minimumsavstandsmåleren. For eksempel varierte den gjennomsnittlige subakromiale avstanden fra 4,2 mm ved 75,4° humerothoracic høyde (ramme 46) til 9,2 mm ved 134,0 ° humerothoracic høyde (ramme 89). Til slutt hadde den minste subakromiale avstanden en tendens til å følge en komplementær bane til overflatearealmetrikken (figur 10B) slik at minimumsavstanden hadde en tendens til å være mindre når overflatearealet er større. Plotting av plasseringen av minimumsavstanden på humeralhodet antyder at plasseringen nærmest akrom skifter sidelengs over rotatormansjettfotavtrykket etter hvert som den humerothoracic høydevinkelen øker (figur 11A). På tvers av bevegelsesforsøket målte kontaktbanelengden 40,5 mm på humeralhodet og 28,8 mm på akromen.

Under bevegelsesforsøket varierte den minste glenohumerale avstanden (dvs. den smaleste bredden på glenohumeral fellesareal) fra 1,0 mm ved 137,9° humerothoracic høyde (ramme 92) til 2,1 mm ved 34,2° humerothoracic høyde (ramme 21) (figur 12A, figur 11B). Som med de subakromielle avstandene, hadde den gjennomsnittlige glenohumerale avstanden en tendens til å følge en lignende bane som minimumsavstandsmåleren, og disse avstandene fulgte en komplementær bane med overflatearealets beregning (figur 12B). For eksempel varierte den gjennomsnittlige glenohumerale avstanden fra 1,4 mm ved 137,9° humerothoracic høyde (ramme 92) til 2,6 mm ved 23,5° humerothoracic høyde (ramme 12). Plotting plasseringen av glenohumeral kontaktsenter i forhold til glenoid kant konturer tyder på at deltakerens arthrokinematics inkludert moderat overflate interaksjoner. Nærmere bestemt holdt humerusen seg relativt sentrert i glenoiden i den fremre / bakre retningen, men skiftet overlegent og deretter dårligere under bevegelsesforsøket (figur 11B). På tvers av bevegelsesforsøket målte kontaktbanelengden 30,0 mm på glenoiden og 45,4 mm på humeralhodet.

Figure 1
Figur 1: CT-synsfeltet. (A) coronal, (B) sagittal og (C) tverrgående plan. Under oppkjøpet sikrer CT-teknologen at synsfeltet inkluderer kragebenet (overlegent), de distale humerale episondylene (dårligere), hele glenohumeralleddet (lateralt) og costovertebral og sternocostal ledd (medialt). Klikk her for å se en større versjon av denne figuren.

Figure 2
Figur 2: Skjematisk for det biografiske videoradiografiske systemet. Røntgensystemene er plassert med en 50° interstrålevinkel og en kilde-til-bilde-avstand (SID) på 183 cm. Deltakerne er plassert i biplanvolumet slik at deres glenohumerale ledd ligger omtrent i krysset mellom røntgenstrålene. Systemer kalles "grønn" og "rød" for å skille mellom kontrollpanelene og filnavnene til bildene. Klikk her for å se en større versjon av denne figuren.

Figure 3
Figur 3: Biografiske bilder fra et representativt emne under koronaflybortføringen. Selv om kjeven vises på bildene av det grønne systemet, bør det tas hensyn til å unngå å inkludere hodet i synsfeltet for å minimere dosen til dette området. Klikk her for å se en større versjon av denne figuren.

Figure 4
Figur 4: Definisjon av anatomiske koordinatsystemer. (A) Humeral koordinatsystem definert ved å digitalisere det geometriske sentrum av humeralhodet, medial epicondyle og lateral epicondyle. (B) Scapular koordinatsystem definert ved å digitalisere medial ryggraden, dårligere vinkel og bakre aspekt av acromioclavicular leddet. (C) Rib koordinatsystem definert ved å digitalisere det bakre aspektet av costovertebral fasett, det laterale mest aspektet av ribben, og lateral brystbenet på ribbens nivå. Klikk her for å se en større versjon av denne figuren.

Figure 5
Figur 5: Definisjon av interesseområder (ROI) for nærhetsstatistikk. (A) humeral hode ROI, som brukes til å beregne acromiohumeral avstand og glenohumeral felles kontaktmønstre, (B) akromis og glenoid ROIer, som brukes til å beregne akromohumeral avstand og glenohumeral felles kontakt mønstre, henholdsvis. Klikk her for å se en større versjon av denne figuren.

Figure 6
Figur 6: Skjermbilder av den proprietære markørløse sporingsprogramvaren. Skjermbildet illustrerer de optimaliserte løsningene til humerus og scapula fra et representativt emne under coronal flybortføring. Klikk her for å se en større versjon av denne figuren.

Figure 7
Figur 7: Glenohumeral kinematikk fra et representativt emne under en enkelt rettssak med koronalflybortføring. Merk: Fremre posisjon har blitt forvandlet til en positiv verdi. Forkortelser: med. = medial; lat. = lateral; sup. = overlegen; inf. = dårligere; ant. = fremre; post. = bakre. Klikk her for å se en større versjon av denne figuren.

Figure 8
Figur 8: Scapulothoracic kinematikk fra et representativt emne under en enkelt studie av coronal flybortføring. Merk: Fremre posisjon har blitt forvandlet til en positiv verdi. Forkortelser: IR = intern rotasjon; ER = ekstern rotasjon; UR = oppover rotasjon; DR = nedover rotasjon; AT = fremre tilt; PT = bakre tilt; med. = medial; lat. = lateral; sup. = overlegen; inf. = dårligere; ant. = fremre; post. = bakre. Klikk her for å se en større versjon av denne figuren.

Figure 9
Figur 9: Humerothoracic kinematikk fra et representativt emne under en enkelt rettssak med koronalflybortføring. Merk: Fremre posisjon har blitt forvandlet til en positiv verdi. Forkortelser: med. = medial; lat. = lateral; sup. = overlegen; inf. = dårligere; ant. = fremre; post. = bakre. Klikk her for å se en større versjon av denne figuren.

Figure 10
Figur 10: Vurdering av det subakromielle rommet under en utprøving av koronalplanborføring i et representativt emne. (A) Mål på acromiohumeral avstand vises over rammer sammen med tilsvarende humerothoracic høydevinkler. Minimumsavstanden beregnes som den minste avstanden mellom sentroidene i nærmeste nabotrekant mellom humeralhodet og akromanale ROIer. Den gjennomsnittlige avstanden representerer det områdevektede gjennomsnittet av minimumsavstanden, beregnet over trekantene i humeralhodet avkastning som har det minste gapet til nærmeste nabo på akrom roi. (B) Overflatearealet på humeralhodets avkastning som er innenfor 10 mm av acromial ROI vises over rammer sammen med de tilsvarende humerothoracic høydevinklene. Forkortelse: HT = humerothoracic. Klikk her for å se en større versjon av denne figuren.

Figure 11
Figur 11: Nærhetskartlegging. (A) underakromiell plass, (B) glenohumeralt fellesrom. Den subakromiale nærheten er kartlagt på humeralhodets avkastning ved hjelp av minimumsavstandsmåleren for datarammen der minimumsavstanden var minst (dvs. ramme # 45). Kontaktbanen (svart) representerer minimumsavstandsbanen mellom delbildene #1-45. Glenohumeral felles nærhet kartlegges ved hjelp av vektet gjennomsnittlig kontaktsenter for rammen av data der fellesarealet var minst (dvs. ramme # 92). Kontaktbanen (svart) representerer centroidbanen mellom rammer #1-92. Klikk her for å se en større versjon av denne figuren.

Figure 12
Figur 12: Vurdering av det glenohumerale fellesrommet under en utprøving av koronaflybortføring i et representativt emne. (A) Mål på glenohumeralt fellesrom vises over rammer sammen med tilsvarende humerothoracic høydevinkler. Minimumsavstanden beregnes som den minste avstanden mellom sentroidene i den nærmeste nabotriangelen mellom glenoid og humeral hodet ROIer. Den gjennomsnittlige avstanden representerer det områdevektede gjennomsnittet av minimumsavstanden, beregnet over trekantene i glenoid ROI som har det minste gapet til nærmeste nabo på humeralhodet AVKASTNING. (B) Overflatearealet til glenoid ROI som er innenfor 10 mm av humeralhodet ROI vises over rammer sammen med de tilsvarende humerothoracic høydevinkler. Forkortelse: HT = humerothoracic. Klikk her for å se en større versjon av denne figuren.

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Discussion

Teknikken som er beskrevet her overvinner flere ulemper forbundet med konvensjonelle teknikker for å vurdere skulderbevegelse (dvs. kadaveriske simuleringer, 2D-avbildning, statisk 3D-avbildning, videobaserte bevegelsesfangstsystemer, bærbare sensorer, etc.) ved å gi nøyaktige mål på 3D-leddbevegelse under dynamiske aktiviteter. Nøyaktigheten av protokollen som er beskrevet her, ble etablert for glenohumeralleddet mot gullstandarden for radiostereometrisk analyse (RSA) som skal være ±0,5° og ±0,4 mm67,68. Lignende protokoller er utviklet for andre ledd som kne69, ryggrad70 og fot/ankel71. Det er viktig at uten et system som er tilstrekkelig nøyaktig, kan utvalgsstørrelsen som er nødvendig for å oppdage statistisk signifikante og klinisk potensielle meningsfulle forskjeller i felles bevegelse være uoverkommelig. Videre gir dette nøyaktighetsnivået muligheten til å beskrive potensielt viktige utfallsmål som felles posisjoner og/eller oversettelser62,72, arthrokinematics72,73,74,75, subakromiale avstander61,72,75 og øyeblikkelige akser av bevegelse76 . Til syvende og sist er nøyaktig måling av in-vivo felles bevegelse avgjørende for å gi en mekanistisk forståelse av skulderfunksjon under normale og patologiske forhold, og for å vurdere effekten av ikke-kirurgiske og kirurgiske kliniske inngrep.

Nøyaktigheten som gis ved å kvantifisere skulderkinematikk ved hjelp av biplanvideoradiografi kommer med mange utfordringer og begrensninger. Hovedbegrensningen knyttet til denne teknikken er strålingseksponeringen til deltakeren som følge av CT-skanning og biplan røntgenbilder. Følgelig er antall bevegelsesforsøk som kan anskaffes eller oppfølgingsøkter over tid begrenset. Den effektive dosen som tilsvarer protokollen beskrevet her er ca. 10,5 mSv, med flertallet (ca. 10 mSv) som kommer fra CT-skanningen, som inkluderer avbildning av den distale humerus slik at epikondylene kan brukes til å konstruere det humerale anatomiske koordinatsystemet64. For kontekst tilsvarer denne dosen ca. 3 års eksponering for naturlige bakgrunnskilder for stråling. Nylige anbefalinger fra Nasjonalt råd for strålevern og målinger tyder på at denne dosen kan klassifiseres som "mindre" forutsatt en moderat forventet nytte for den enkelte eller samfunnet77. Derfor er det viktig at bevegelsesanalyser ved hjelp av biplanvideoradiografi brukes i en godt utformet studie basert på et solid vitenskapelig premiss som har potensial til å ha en betydelig innvirkning på folkehelsen.

Å redusere dosen knyttet til biplanvideoradiografi er avgjørende for å lette den bredere bruken av denne teknologien i forskning og kliniske omgivelser. Heldigvis kan nylige fremskritt innen CT- og MR-avbildning redusere dosen betydelig til deltakeren. For eksempel har humerale og scapular bein modeller avledet ved hjelp av MR78,79 eller lavere dose CT80 vist seg å ha akseptabel nøyaktighet for mange forskningsapplikasjoner. Videre vil omdefinering av humeralkoordinatsystemet på en måte som ikke krever humeral epicondyles81 redusere dosen ved å redusere CT-bildevolumet. Nøye praksis med bevegelsesforsøk før du anskaffer bilder er også avgjørende for å sikre at hver innsamlet prøve har verdi og ikke unødvendig legger til deltakerens totale dose. Til syvende og sist, nøye med tanke på disse faktorene, og mange andre, er avgjørende når man ansvarlig bruker biplanvideoradiografi for å kvantifisere 3D-kinematikk hos menneskelige forskningsdeltakere.

Deltakerens kroppsvaner og forskjeller i vevstetthet (og derfor bildelysstyrke) mellom den sentrale torsoen og det laterale aspektet av skulderen gir ytterligere utfordringer ved kvantifisering av skulderbevegelse ved hjelp av biplanvideoradiografi. Spesielt er klar visualisering av scapula og ribber ofte utfordrende ved hjelp av den radiografiske teknikken som er beskrevet i denne protokollen (dvs. ~ 70 kVp, 320 mA, 2 ms pulsert eksponering) hos personer med høy BMI (>30 kg / m2) og kvinner med stort eller tett brystvev. Kinematisk sporingsnøyaktighet forverres sannsynligvis uten klar visualisering av beinkanter. Derfor kan nøye utvelgelse av deltakere ved å begrense BMI forbedre mange av disse utfordrende bildebehandlingshensynene. Imidlertid er "utvasking" av lateral akromion i lavere vinkler av humeral høyde vanlig selv hos deltakere av sunn kroppsvane (figur 2A, grønt system ved ramme 1). Dette skyldes at det er lite vev (og dermed tetthet) rundt akromen når humerus er i lavere høydevinkler, og synligheten av denne regionen er innrømmet for å visualisere scapula og ribber. Men når humerusen løfter og hoveddelen av skulderen i projisert på seg selv (og dermed øker radiografisk tetthet), blir akromen godt visualisert. Derfor garanterer den optimale radiografiske teknikken for en bevegelsesprøve ikke nødvendigvis visualisering av alle bein til enhver tid, men gir klar visualisering av nok benete anatomi til å utføre markørløs sporing.

En annen utfordring ved bruk av biplanvideoradiografi er det relativt små 3D-bildevolumet, som hovedsakelig defineres av bildereseptorstørrelsen, orienteringen til de to bildesystemene og SID. Selv om begrensning av 3D-bildevolumet bidrar til å kontrollere strålingsdosen (dvs. gjennom kollokasjon), kan et lite bildevolum begrense området som felles bevegelse kan oppnås over og/eller hvilke typer oppgaver som vurderes. Oppgaver som for eksempel krever trunkbevegelse (f.eks. kaste) kan være inkompatible med biplan videoradiografi bevegelsesanalyse fordi deltakeren sannsynligvis vil bevege seg utenfor 3D-bildevolumet mens du utfører oppgaven. Pasientbevegelse utenfor bildevolumet er vanlig selv i enklere oppgaver som å heve armen, spesielt hos personer hvis humerale høydeområde er betydelig svekket (f.eks. på grunn av massive rotatormansjetttårer, lim capsulitis, OA), fordi disse personene ofte kompenserer ved å lene seg til den kontralaterale siden. Derfor er nøye posisjonering av deltakeren innenfor bildevolumet og verbale signaler for å unngå å lene seg avgjørende trinn i datainnsamlingsprosessen (avsnitt 2.4).

Det lille 3D-bildevolumet begrenser også visualiseringen av andre segmenter som kan være av interesse. For eksempel er sporing av torso nødvendig for å kvantifisere scapulothoracic og humerothoracic kinematikk. Protokollen beskrevet i denne artikkelen tar for seg denne utfordringen ved å spore tredje og fjerde ribbein. Imidlertid har andre etterforskere sporet torsoen ved hjelp av et eksternt overflatebasert sporingssystem synkronisert med det radiografiske systemet49,50,62. Hver av disse tilnærmingene har unike begrensninger. For eksempel krever sporing av ribbenene god visualisering av den sentrale torsoen, noe som er utfordrende hos personer med større kroppsvaner uten å vaske ut lateral skulderen, som tidligere beskrevet. Videre kan det være utfordrende å spore ribbeina med en mindre bildeforsterker (dvs. mindre enn 40 cm). Sporing av torsobevegelse ved hjelp av overflatesensorer introduserer derimot hudbevegelsesartefakt. Uavhengig av tilnærmingen som brukes, er det begrensede 3D-bildevolumet fortsatt en utfordring når du kvantifiserer skulderkinematikk ved hjelp av biplanvideoradiografi.

Oppsummert gir biplan videoradiografi mulighet for svært nøyaktig kvantifisering av skulderkinematikk. Variasjoner i protokollen som er beskrevet her, har blitt brukt til en rekke studier i laboratoriet58,59,72,73,82, med hver protokollvariasjon nøye konstruert basert på de spesifikke forskningsmålene for å minimere dose, maksimere bildekvaliteten og maksimere segmentsynligheten. Til syvende og sist er nøyaktig måling av in-vivo felles bevegelse viktig for å gi en mekanistisk forståelse av skulderfunksjon under normale og patologiske forhold, og for å vurdere effekten av ikke-kirurgiske og kirurgiske kliniske inngrep.

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Disclosures

Forfatterne har ingen interessekonflikter.

Acknowledgments

Forskning rapportert i denne publikasjonen ble støttet av National Institute of Arthritis and Musculoskeletal and Skin Diseases under tildeling nummer R01AR051912. Innholdet er utelukkende forfatternes ansvar og representerer ikke nødvendigvis de offisielle synspunktene til 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 Utgave 169 biplan videoradiografi kinematikk skulder glenohumeral scapulothoracic humerothoracic acromiohumeral avstand kontaktsenter markørløs sporing
Måling av 3D In-vivo skulderkinematikk ved hjelp av biplanet videoradiografi
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