Waiting
Login processing...

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

Bioengineering

Измерение 3D In-vivo Кинематика плеча с помощью бипланарной видеорадиографии

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

Бипланная видеорадиография может количественно определять кинематику плеча с высокой степенью точности. Протокол, описанный в настоящем описании, был специально разработан для отслеживания лопатки, плечевой кости и ребер во время плоского подъема плечевой кости и описывает процедуры сбора, обработки и анализа данных. Также описываются уникальные соображения по сбору данных.

Abstract

Плечо является одной из самых сложных суставных систем человеческого организма, с движением, происходящим через скоординированные действия четырех отдельных суставов, нескольких связок и примерно 20 мышц. К сожалению, патологии плеча (например, разрывы вращательной манжеты, вывихи суставов, артрит) являются распространенными, что приводит к значительной боли, инвалидности и снижению качества жизни. Специфическая этиология для многих из этих патологических состояний не до конца понятна, но общепризнано, что патология плеча часто связана с измененным движением сустава. К сожалению, измерение движения плеча с необходимым уровнем точности для исследования гипотез, основанных на движении, не является тривиальным. Тем не менее, радиографические методы измерения движения обеспечили прогресс, необходимый для исследования гипотез на основе движения и обеспечения механистического понимания функции плеча. Таким образом, целью данной статьи является описание подходов к измерению движения плеча с помощью пользовательской бипланарной видеорадиографической системы. Конкретными задачами данной статьи являются описание протоколов получения бипланарных видеорадиографических изображений плечевого комплекса, получение компьютерной томографии, разработка 3D-моделей костей, определение анатомических ориентиров, отслеживание положения и ориентации плечевой кости, лопатки и туловища по бипланарным рентгенографическим изображениям и расчет кинематических показателей результатов. Кроме того, в статье будут описаны особые соображения, присущие плечу при измерении кинематики суставов с использованием этого подхода.

Introduction

Плечо является одной из самых сложных суставных систем человеческого организма, с движением, происходящим через скоординированные действия четырех отдельных суставов, нескольких связок и примерно 20 мышц. Плечо также имеет наибольший диапазон движения основных суставов тела и часто описывается как компромисс между подвижностью и стабильностью. К сожалению, патологии плеча распространены, что приводит к значительной боли, инвалидности и снижению качества жизни. Например, разрывы ротаторной манжеты затрагивают около 40% населения в возрасте старше 601,2,3 лет, при этом ежегодно выполняется около 250 000 ремонтов ротаторных манжет4, а экономическое бремя в Соединенных Штатах составляет 3-5 миллиардов долларов в год5. Кроме того, вывихи плеча распространены и часто связаны с хронической дисфункцией6. Наконец, остеоартрит плечевого сустава (ОА) является еще одной значительной клинической проблемой, связанной с плечом, причем популяционные исследования показывают, что примерно 15-20% взрослых в возрасте старше 65 лет имеют рентгенологические доказательства гленогечевого ОА7,8. Эти состояния болезненны, ухудшают уровень активности и снижают качество жизни.

Хотя патогенезы этих состояний до конца не изучены, общепризнано, что измененное движение плеча связано со многими патологиями плеча9,10,11. В частности, аномальное движение сустава может способствовать патологии9,12 или что патология может привести к аномальному движению сустава13,14. Отношения между движением суставов и патологией, вероятно, сложны, и тонкие изменения в движении сустава могут быть важны в плече. Например, хотя угловое движение является преобладающим движением, происходящим в плечевом суставе, суставные трансляции также происходят во время движения плеча. В нормальных условиях эти переводы, вероятно, не превышают нескольких миллиметров15,16,17,18,19, и поэтому могут быть ниже уровня точности in-vivo для некоторых методов измерения. Хотя может быть заманчиво предположить, что небольшие отклонения в движении суставов могут иметь небольшое клиническое воздействие, важно также признать, что кумулятивный эффект тонких отклонений в течение многих лет активности плеча может превышать порог человека для заживления и восстановления тканей. Кроме того, силы in vivo в плетеностном суставе не являются несущественными. Используя специальные инструментальные имплантаты плетеногечевого сустава, предыдущие исследования показали, что повышение веса 2 кг до высоты головы с вытянутой рукой может привести к силам плесневому сустава, которые могут варьироваться от 70% до 238% массы тела20,21,22. Следовательно, сочетание тонких изменений в движении суставов и высоких сил, сосредоточенных над небольшой площадью несущей поверхности гленоида, может способствовать развитию дегенеративных патологий плеча.

Исторически сложилось так, что измерение движения плеча осуществлялось с помощью различных экспериментальных подходов. Эти подходы включали использование сложных трупных испытательных систем, предназначенных для моделирования движения плеча23,24,25,26,27, систем захвата движения на основе видео с поверхностными маркерами28,29,31, поверхностных электромагнитных датчиков32,33,34,35 , костные штифты с прикрепленными отражающими маркерами или другими датчиками36,37,38, статическая двумерная медицинская визуализация (т.е. рентгеноскопия39,40,41 и рентгенограммы17,42,43,44,45), статическая трехмерная (3D) медицинская визуализация с использованием МРТ46,47, компьютерная томография48, и динамическая, 3D одноплоскостная флюороскопическая визуализация49,50,51. В последнее время носимые датчики (например, инерциальные единицы измерения) приобрели популярность для измерения движения плеч вне лабораторных условий и в условиях свободного проживания52,53,54,55,56,57.

В последние годы наблюдается распространение бипланных рентгенографических или флюороскопических систем, предназначенных для точного измерения динамических 3D-движений плеча in vivo58,59,60,61,62. Целью данной статьи является описание авторского подхода к измерению движения плеча с помощью пользовательской бипланарной видеорадиографической системы. Конкретными задачами данной статьи являются описание протоколов получения бипланарных видеорадиографических изображений плечевого комплекса, получение компьютерной томографии, разработка 3D-моделей костей, определение анатомических ориентиров, отслеживание положения и ориентации плечевой кости, лопатки и туловища по бипланарным рентгенографическим изображениям и расчет кинематических показателей результатов.

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Protocol

Перед сбором данных участник предоставил письменное информированное согласие. Расследование было одобрено Советом по институциональному обзору системы здравоохранения Генри Форда.

Протоколы получения, обработки и анализа рентгенографических данных о движении бипланов сильно зависят от систем визуализации, программного обеспечения для обработки данных и интересующих показателей результатов. Следующий протокол был специально разработан для отслеживания лопатки, плечевой кости, третьего и четвертого ребер во время захвата лопаточной плоскости или корональной плоскости и для количественной оценки гленогеогематической, лопаточно-кочевой и плечевой кинематики.

1. Протокол компьютерной томографии

  1. Попросите участника лечь лежа на спине на стол для КТ-обследования с руками по бокам. В зависимости от размера участника расположите их по центру на столе так, чтобы вся геми-туловище была доступна для визуализации.
  2. Чтобы получить скаутские изображения, технолог следит за тем, чтобы поле зрения КТ включало ключицу (преимущественно), дистальные плечевые надмыщелки (ниже), весь плетеностной сустав (латерально), а также костовертебральный и грудино-реберный суставы (медиально) (рисунок 1).
  3. Получите компьютерную томографию со следующими параметрами: режим сканирования = спиральный; напряжение трубки = 120 кВп; ток трубки: 200-400 мА (авто); толщина среза = 0,66 мм; FOV = 34 см.
  4. Проверьте качество сканирования и поле зрения.
  5. Переформатируйте коллекцию, используя матрицу изображения размером 512 x 512 пикселей. Учитывая толщину среза и FOV, получение приводит к изотропному воксельному расстоянию примерно 0,66 мм.
  6. Экспортируйте изображения в формате DICOM.

2. Протокол захвата движения биплана рентгеновского излучения

ПРИМЕЧАНИЕ: Пользовательская бипланарная рентгеновская система, используемая в этом протоколе, описана в Таблице материалов. Процедуры сбора данных, скорее всего, будут варьироваться в зависимости от различных компонентов системы. Рентгеновские системы произвольно называются «зелеными» и «красными», чтобы различать процедуры и результирующие последовательности изображений, и расположены с углом между пучком примерно 50° и расстоянием от источника до изображения (SID) приблизительно 183 см (рисунок 2). Для сбора данных требуется не менее двух научных сотрудников; один для управления рентгеновской системой и компьютером, а другой для инструктажа участника исследования.

  1. Настройка программного обеспечения камеры
    1. Установите диафрагму камеры на значение по умолчанию (f/5.6).
      ПРИМЕЧАНИЕ: Это значение зависит от нескольких факторов, включая камеру, время экспозиции, ISO и антропометрию участника.
    2. Откройте программное обеспечение камеры и загрузите протокол исследования на каждую камеру (частота дискретизации: 60 Гц, время экспозиции: 1 100 мкс).
      ПРИМЕЧАНИЕ: Время экспозиции камеры может варьироваться в зависимости от нескольких факторов, включая камеру, настройку диафрагмы и рентгенографическую экспозицию.
  2. Прогрев системы
    ПРИМЕЧАНИЕ: Анод рентгеновской трубки может быть поврежден, если мощные воздействия производятся в холодном состоянии. Поэтому трубки должны быть прогреты серией низкоэнергетических воздействий на основе рекомендаций производителя.
    1. На обеих панелях управления рентгеновским генератором выберите Настройка сосудов . Предварительно запрограммированные сосудистые настройки обеспечивают низкое энергетическое воздействие, соответствующее прогреву системы (в зависимости от производителя системы).
    2. Установите время экспозиции на генераторе импульсов равным 0,25 с.
    3. На панелях управления рентгеновским генератором удерживайте нажатыми кнопки PREP . На экране появится задержка подготовки .
    4. Как только оба экрана прочитают Ready to Expose, одновременно нажмите и удерживайте кнопки EXPOSE .
      ПРИМЕЧАНИЕ: Это не будет производить рентгеновские лучи, а только вооружает систему. Производство рентгеновских лучей происходит только путем нажатия ножной педали или ручных триггеров.
    5. Нажмите кнопки PREP и EXPOSE на обеих панелях управления и одновременно нажмите и удерживайте ножную педаль (или ручную), чтобы запустить рентгеновский генератор для получения рентгеновских лучей.
      ПРИМЕЧАНИЕ: Рентгеновские лучи производятся в течение времени, заданного генератором импульсов (этап 2.3.2), или до тех пор, пока педаль не будет отпущена, в зависимости от того, что произойдет раньше.
    6. Повторяйте шаги 2.2.2-2.2.5 до тех пор, пока тепловой блок (HU) рентгеновской трубки не превысит уровень, требуемый производителем для получения изображений (5% HU для нашей системы).
  3. Проверьте синхронизацию камеры и фокусировку изображения.
    ПРИМЕЧАНИЕ: Проверьте синхронизацию камеры и фокусировку, получив набор тестовых изображений сетки коррекции искажений (см. Таблицу материалов). Каждый усилитель изображения будет протестирован индивидуально с использованием шагов, описанных ниже.
    1. Поместите сетку коррекции искажений на усилитель изображения.
    2. На обеих панелях управления рентгеновским генератором выберите настройку «Сердце», которая запрограммирована на рентгенографическую технику по умолчанию (70 кВп, 320 мА, 2 мс и фокусное пятно = 1,0 мм).
      ПРИМЕЧАНИЕ: Настройки камеры остаются неизменными (частота дискретизации: 60 Гц, время экспозиции: 1 100 мкс).
    3. Установите генератор импульсов на 0,25 с.
    4. Инициируйте получение камеры с помощью программного обеспечения камеры и получайте рентгеновские изображения, как описано ранее в шагах 2.2.3-2.2.5.
    5. Просмотрите полученные изображения и определите время, прошедшее от триггерного импульса для каждой системы. Если разница в затраченном времени между камерами составляет более 2 мкс, определите, какая камера работает с опозданием, и укажите задержку кадра в программном обеспечении камеры для решения проблемы.
    6. Визуально проверьте резкость изображения, чтобы проверить фокус камеры. Для объективной оценки проанализируйте линию профиля, проведенную через бусину в сетке коррекции искажений, используя программное обеспечение для обработки изображений (например, ImageJ). В частности, проверьте наклон значений серого цвета пикселей вдоль этой линии профиля. Более отрицательный наклон обеспечивает более четкое изображение (при условии, что рентгенографическое изображение перевернуто таким образом, что шарик темный). При необходимости перефокусируйте камеры и повторите шаги 2.3.3-2.3.6.
  4. Настройка и позиционирование участников исследования
    ПРИМЕЧАНИЕ: Позиционирование участника исследования сильно зависит от отслеживаемых костей и проверяемого движения. Тестирование обычно проводится с участником исследования, сидящим на фиксированном стуле (т. Е. Не поворачивающемся или колесном), чтобы свести к минимуму возможность изменения их положения, которые могут привести к тому, что плечо выйдет за пределы объема 3D-изображения.
    1. Расположите кресло в объеме бипланной визуализации так, чтобы плечо, подлежащее испытанию, было центрировано примерно там, где пересекаются рентгеновские лучи биплана. Это предварительная позиция. Отрегулируйте его на основе антропометрии участника, движения, которое необходимо проверить, и костей, которые необходимо отслеживать.
    2. Попросите участника сесть в удобную вертикальную позу с руками, лежащими на боку.
    3. Закрепите защитный жилет со свинцовой подкладкой на туловище участника, чтобы покрыть его живот и контралатеральное плечо и грудь.
    4. Установите предварительную высоту усилителей изображения. Чтобы помочь в этой процедуре, включите свет в источнике рентгеновского излучения системы. Поднимайте систему до тех пор, пока тень участника, отбрасываемая на усилитель изображения, не окажется на уровне его подмышечной впадины.
      ПРИМЕЧАНИЕ: Источник и усилитель изображения в каждой системе соединены для перемещения вместе. Несвязанные системы потребуют дополнительных этапов выравнивания, не описанных здесь.
    5. Установите предварительную высоту усилителей изображения. Осторожно переместите участника на стул в пределах объема изображения биплана, наблюдая за тем, как его тень отбрасывается на каждый усилитель изображения.
      ПРИМЕЧАНИЕ: Хорошее первоначальное предположение заключается в том, чтобы участник был расположен таким образом, чтобы акромиально-ключичный сустав находился примерно в центре обоих усилителей изображения. Это положение является разумным начальным предположением для текущего протокола, который требует визуализации и отслеживания плечевой кости, лопатки и двух ребер во время подъема плеча.
    6. Как только положение участника покажется разумным в обеих системах, держите источник света включенным и попросите участника выполнить движение, подлежащее тестированию. Убедитесь, что плечо участника остается в пределах рентгенографического поля зрения в течение всего испытания движения. Если возможно, объедините рентгеновские лучи, чтобы уменьшить воздействие.
    7. Повторяйте шаги 2.4.5-2.4.6 до тех пор, пока не выяснится, что настройка участника в томе изображения является подходящей.
    8. Исследователь No 1: Вернитесь в диспетчерскую, чтобы запустить рентгеновские панели управления и камеры. Установите рентгеновскую панель управления в режим рентгеноскопии малой мощности (60 кВп, 3-4 мА), а генератор импульсов - на 0,25 с.
    9. Исследователь No2: Объясните участнику, что будет сделано изображение, чтобы его положение можно было проверить на изображениях и описать серию событий, которые произойдут. Предупредите участника о звуках, которые издает система (например, щелчки, гулы), чтобы предотвратить любые опасения. Наденьте защитный жилет со свинцовой подкладкой, извлеките ручной спусковой крючок и отойдите как можно дальше от источников рентгеновского излучения, чтобы свести к минимуму воздействие, сохраняя при этом четкую линию видимости и связь с участником. Если возможно, встаньте за щит со свинцовой подкладкой с окном.
    10. Исследователь No 1 (в рентгеновской диспетчерской): Запустите камеры и загрунтуйте рентгеновскую панель управления, как описано ранее (шаги 2.2.3-2.2.5). Когда система будет готова к разоблачению, сообщите об этом исследователю No2.
    11. Исследователь No2 (в лаборатории): Укажите участнику о получении изображения. Запустите получение рентгенографического изображения с помощью ручного дистанционного триггера. Сообщите участнику, что был сделан снимок, и извинитесь перед диспетчерской.
    12. Исследователь No1 и No2 (в рентгеновской диспетчерской): Осмотр изображений. Сосредоточьтесь только на положении участника и видимости всех костей, которые необходимо отслеживать. При необходимости повторяйте шаги 2.4.5-2.4.12 до тех пор, пока положение участника не станет удовлетворительным.
    13. После установки и позиционирования рентгеновской системы не перемещайте рентгеновскую систему во время сеанса сбора данных, если для каждой конфигурации не будут собраны новые изображения калибровки и коррекции искажений. Кроме того, попросите участника двигаться как можно меньше в течение всего сеанса сбора данных, чтобы избежать необходимости повторять процедуры настройки.
  5. Сбор данных: получение статических изображений
    1. Исследователь No1 (в рентгеновском кабинете): Установите оптимизированную рентгенографическую технику на рентгеновской панели управления (на основе предварительного тестирования). Радиографический протокол, используемый здесь, составляет 70 кВp, 320 мА, 2 мс, а фокусное пятно = 1,0 мм, при этом камера собирает данные при 60 Гц и времени экспозиции 1 100 мкс. Установите генератор импульсов на 0,25 с.
      ПРИМЕЧАНИЕ: Сообщите участнику, что следующее изображение будет формальным получением изображения.
    2. Исследователь No 2 (в лаборатории): Сообщите участнику, чтобы он сидел вертикально, положив руку на бок.
    3. Получение изображения, как описано выше (этапы 2.4.8-2.4.11).
    4. Исследователи No1 и No2 (в рентгеновской диспетчерской): Проверяют снимки. Сосредоточьтесь на качестве изображения (т.е. яркости и контрастности) и видимости всех необходимых костей. Если требуется корректировка качества изображения, определите параметр, который необходимо изменить (например, f-stop, время экспозиции камеры, кВп, мА) и повторно получите статическое изображение.
      ПРИМЕЧАНИЕ: Очень важно всегда помнить о том, как на дозу влияют рентгенографические параметры.
    5. Повторяйте шаги 2.5.1-2.5.4 до тех пор, пока качество изображения не станет приемлемым в пределах оценок дозы, утвержденных IRB.
    6. Как только качество изображения станет приемлемым, проверьте изображения на техническое качество (например, поврежденные кадры).
    7. После получения приемлемого статического пробного изображения сохраните пробную версию с каждой камеры (например, «green_still.cine», «red_still.cine»).
  6. Сбор данных: динамическое получение изображений
    1. Исследователь No1 (в рентгеновской диспетчерской): Поддерживайте те же рентгенографические параметры, что и на статическом пробном изображении. Установите генератор импульсов на экспозицию 2,0 с.
    2. Исследователь No 2 (в лаборатории): Научите участника движению, которое должно быть выполнено, включая плоскость и время движения. Убедитесь, что стул и одежда участника и/или жилет со свинцовой подкладкой не мешают движению плеч. Потренируйтесь в ходатайстве с участником. Используйте словесную подсказку «Готово... и... go" так, что требуется 2 с (т.е. продолжительность судебного разбирательства ходатайства), чтобы помочь участнику ускорить инициирование и завершение ходатайства.
      ПРИМЕЧАНИЕ: Крайне важно, чтобы участник понимал процедуры и мог последовательно выполнять судебное разбирательство, чтобы избежать ненужного воздействия, связанного с неудачным испытанием.
    3. Исследователь No 2 (в лаборатории): После достаточной практики извлеките ручной дистанционный триггер. Переместитесь в безопасное место в лаборатории с четкой линией видимости и общением с участником исследования.
    4. Исследователь No 1 (в рентгеновской диспетчерской): Сбросьте генератор импульсов до 2,0 с, запустите камеры и загрунтуйте рентгеновскую панель управления, как описано ранее (шаги 2.3.4-2.3.5). Когда система будет готова к разоблачению, сообщите об этом исследователю No2.
    5. Исследователь No2 (в лаборатории): Спросите участника исследования: «Вы готовы?» [дождаться положительного ответа] "Готово... и... иди». (темп, как и раньше, так что занимает 2 с).
    6. Исследователь No 2 (в лаборатории): Вручную запускайте рентгеновскую систему, когда участник инициирует движение руки.
      ПРИМЕЧАНИЕ: Несмотря на то, что ручное срабатывание на основе визуального движения может привести к пропуску начала испытания движения, оно предотвращает чрезмерное воздействие на участника исследования в случае недопонимания или задержки начала). Как только испытание будет завершено, сообщите участнику, что изображение было сделано, и извинитесь перед диспетчерской, чтобы осмотреть изображения.
    7. Исследователи No 1 и No 2 (в рентгеновской диспетчерской): Проверяют пробные изображения на качество (т.е. яркость и контрастность) и техническое состояние (т.е. любые поврежденные кадры) (рисунок 3). Сохраните испытания движения с каждой камеры (например, «green_scapab1.cine», «red_scapab1.cine»).
    8. Повторите шаги 2.6.1-2.6.7, чтобы собрать все испытания движения в рамках утвержденного протокола радиационной безопасности.
  7. Сбор калибровочных изображений
    ПРИМЕЧАНИЕ: Калибровка радиографического изображения приводит к определению лабораторной системы координат, положения и ориентации каждой рентгеновской рентгенографической системы относительно лабораторной системы координат и внутренних параметров, которые позволяют генерировать цифровые реконструированные рентгенограммы (DRRs), которые используются в процессе отслеживания без маркеров. Расчеты калибровки описаны на этапе 3.4.1.
    1. Поддерживайте те же настройки камеры и рентгенографической техники, которые использовались во время сбора данных.
    2. Установите генератор импульсов на экспозицию 0,5 с.
    3. Расположите калибровочный куб (см. Таблицу материалов) в середине тома изображения.
    4. Получение и сохранение изображений куба (например, "green_cube.cine", "red_cube.cine").
  8. Собирайте изображения для коррекции искажений и неоднородности.
    ПРИМЕЧАНИЕ: На рентгенографическое изображение, собранное с помощью усилителя изображения, влияют интенсивность, неравномерность63 и искажения. Следовательно, изображения белого поля и сетки коррекции искажений получаются на каждой рентгенографической системе для определения необходимых поправок. Как правило, разумно собирать калибровочные изображения перед изображениями коррекции искажений и неравномерности в случае, если усилители изображения сталкиваются во время позиционирования сетки искажений.
    1. Удалите все объекты из рентгенографического поля зрения.
    2. Поддерживайте те же настройки камеры и рентгенографической техники, которые использовались во время сбора данных. Установите генератор импульсов на экспозицию 0,5 с.
    3. Прикрепите сетку коррекции искажений (см. Таблицу материалов) к поверхности зеленого усилителя изображения.
    4. Получение изображений сетки и белого поля.
    5. Сохраните изображения (например, "green_grid.cine", "red_white.cine").
    6. Переместите сетку на красный усилитель изображения и повторите шаги 2.7.2-2.7.5, изменив имена файлов изображений соответствующим образом.

3. Протокол обработки данных

ПРИМЕЧАНИЕ: Процедуры подготовки геометрии кости, предварительной обработки изображения (т.е. коррекции искажений и неоднородности и калибровки изображения) и безмаркерового отслеживания сильно варьируются и зависят от используемого программного обеспечения. Процедуры, описанные в настоящем документе, специфичны для проприетарного программного обеспечения. Тем не менее, основные этапы обработки данных, вероятно, могут быть переведены в любой пакет программного обеспечения для захвата рентгеновского движения.

  1. Обработка компьютерной томографии
    ПРИМЕЧАНИЕ: Запатентованное программное обеспечение для отслеживания без маркеров, используемое лабораторией авторов, оптимизирует положение и ориентацию DRR. Таким образом, процедуры обработки компьютерной томографии приводят к созданию 16-битного стека изображений TIFF. Другие пакеты программного обеспечения могут требовать, чтобы геометрия кости была представлена в различных форматах или спецификациях.
    1. Откройте программу обработки изображений (например, Mimics, FIJI) и импортируйте изображения КТ.
    2. Сегментируйте плечевую кость от окружающих мягких тканей. Для ребер создайте удлинитель, который соединяет переднюю сторону ребра с манубриумом, чтобы оцифровать грудино-реберный сустав позже на этапе 3.2.6.
    3. Выполните логическую операцию на готовой маске с черной маской (т.е. все пиксели окрашены в черный цвет) (операция: черный минус кость). Это приводит к перевернутой маске кости, в которой все пиксели черные, за исключением тех, которые соответствуют кости, которые остаются в оттенках серого КТ.
    4. Обрежьте стек изображений вдоль всех трех осей, чтобы исключить черные (т.е. некостные) пиксели. Оставьте несколько черных пикселей по краям этой 3D-ограничительной рамки.
    5. Сохраните измененный стек изображений в формате TIFF.
    6. Повторите шаги 3.1.1-3.1.5 для всех оставшихся костей.
  2. Определение анатомических систем координат и областей, представляющих интерес (ROI)
    ПРИМЕЧАНИЕ: Этот протокол ориентирует анатомические системы координат следующим образом. Для правого плеча ось +X ориентирована в сторону, ось +Y ориентирована лучше, а ось +Z ориентирована сзади. Для левого плеча ось +X ориентирована сбоку, ось +Y ориентирована лучше, а ось +Z ориентирована спереди.
    1. Импортируйте стек изображений TIFF для обработки кости. Преобразование стека TIFF в . RAW и рендеринг 3D-модели кости на основе известных размеров в пикселях и интервалов между изображениями с помощью проприетарного программного обеспечения.
      ПРИМЕЧАНИЕ: Разрешение модели основано на выборке объема КТ (т.е. воксельном интервале). Следовательно, средняя площадь сетчатых треугольников составляет приблизительно 1,02 мм2 (±0,2 мм2) (этап 1,3).
    2. Оцифруйте анатомические ориентиры на плечевой кости следующим образом (рисунок 4А).
      1. Геометрический центр головки плечевой кости: определите размеры и положение сферы, которая минимизирует расстояние между поверхностью сферы и суставной поверхностью плечевой кости, используя алгоритм наименьших квадратов. Определите геометрический центр головки плечевой кости как координаты центра оптимизированной сферы.
      2. Медиальные и боковые надмыщелки: расположены в самом широком отделе дистального отдела плечевой кости.
    3. Определите roi головки плечевой кости следующим образом (рисунок 5A).
      1. Вся суставная поверхность плечевой кости и большая бугристость.
    4. Оцифруйте анатомические ориентиры на лопатке следующим образом (рисунок 4B).
      1. Корень лопаточного отдела позвоночника: расположен на медиальной границе вдоль лопаточного отдела позвоночника.
      2. Задний акромиально-ключичный сустав: расположен в заднем аспекте ключичной фасетки на лопаточном акромионе.
      3. Нижний угол: расположен в самой нижней точке лопатки.
    5. Определите окупаемость инвестиций в лопатки следующим образом (рисунок 5B).
      1. Акромион: Нижняя поверхность акромиона латерально к позвоночнику лопатки.
      2. Гленоид: Вся артикуляционная поверхность гленоида.
    6. Оцифруйте анатомические ориентиры на ребрах следующим образом (рисунок 4C).
      1. Переднее ребро: расположено в самой медиальной части удлинения ребра.
      2. Заднее ребро: расположено в верхней/нижней средней точке заднего аспекта фасетки на головке ребра.
      3. Боковое ребро: расположено в самом боковом аспекте ребра, когда передняя и задняя точки ребра выровнены вертикально на экране.
  3. Предварительная обработка изображений
    ПРИМЕЧАНИЕ: Предварительная обработка изображений выполняется с использованием проприетарного программного обеспечения и включает в себя преобразование файлов кинообразов в стеки TIFF и исправление изображений для искажения неоднородности.
    1. Выполнение коррекции неравномерности: программное обеспечение усредняет приблизительно 30 кадров (т. Е. 0,5 с данных) для получения одного высококачественного изображения яркого поля, чтобы свести к минимуму эффект шума в любом отдельном кадре. Изображение яркого поля используется для расчета истинной рентгенографической плотности вдоль луча от источника рентгеновского излучения до каждого пикселя каждого кадра данных. Сумма рентгенографической плотности всей материи, пронизанной лучом каждого пикселя, пропорциональна логарифму яркого поля для этого пикселя за вычетом логарифма изображения наблюдения для этого пикселя (т. е. логарифмической субобработки).
    2. Выполнение коррекции искажений: программное обеспечение усредняет приблизительно 30 кадров (т. Е. 0,5 секунды данных) для создания одного изображения и уменьшает эффект шума в любом отдельном изображении. Программное обеспечение для коррекции искажений создает аффинную карту от каждой тройки соседних положений бусин на изображении сетки искажений до известного (истинного) положения этих трех бусин в сетке коррекции искажений Lucite. Эта коллекция небольших аффинных карт затем используется для ресамплинга каждого наблюдаемого кадра испытания движения в истинные координаты, представленные ортогональным массивом бусин.
    3. Применяйте исправления искажений и неоднородности ко всем кадрам каждого испытания.
  4. Калибровка объема биплана.
    ПРИМЕЧАНИЕ: Калибровка изображений выполнялась с использованием проприетарного программного обеспечения. Программное обеспечение использует нелинейный алгоритм оптимизации для настройки наблюдаемых местоположений шариков калибровочного объекта в соответствии с их известными 3D-местоположениями. Этот процесс проводится для каждого набора бипланарных калибровочных изображений. Результатом является система, которая может в цифровом виде проецировать два вида костного объема и регистрировать их по радиографическим изображениям той же кости, собранным во время сбора данных.
  5. Безмаркерное отслеживание
    ПРИМЕЧАНИЕ: Безмаркерное отслеживание осуществляется с использованием проприетарного программного обеспечения. Программное обеспечение, такое как Autoscoper и C-Motion, также может использоваться для завершения этого процесса.
    1. На первом кадре испытания движения поверните и переведите DRR с помощью программных элементов управления, пока он не покажется хорошо соответствующим рентгеновским изображениям биплана (рисунок 6).
    2. Сохраните решение вручную.
    3. Примените алгоритм оптимизации.
    4. Визуально осмотрите решение, определенное как оптимальное по алгоритму, основанному на исходном ручном решении. При необходимости отрегулируйте раствор и повторяйте шаги 3.5.2-3.5.3 до тех пор, пока не будете удовлетворены оптимизированным решением.
    5. Повторите шаги 3.5.1-3.5.4 для каждого 10-го кадра в ходе судебного разбирательства.
      ПРИМЕЧАНИЕ: Этот интервал зависит от нескольких факторов, включая частоту кадров, скорость движения и качество изображения. Могут потребоваться меньшие интервалы.
    6. После отслеживания каждого 10-го кадра выполните оптимизацию для создания интерполированных предварительных решений, которые впоследствии оптимизируются.
    7. Продолжайте совершенствовать решения до тех пор, пока все кадры испытания движения не будут хорошо отслежены.

4. Протокол анализа данных

ПРИМЕЧАНИЕ: Запатентованное программное обеспечение для отслеживания без маркеров, используемое в этом протоколе, приводит к необработанным и отфильтрованным траекториям анатомических ориентиров, которые будут использоваться для построения анатомических систем координат. Эти координаты выражаются относительно лабораторной системы координат, определяемой калибровочным объектом во время процедуры калибровки. Следующий протокол описывает, в общих чертах, процедуры расчета кинематических показателей результатов из этих ориентировочных траекторий таким образом, что они могут быть вычислены на любом языке программирования (например, MATLAB). Второе проприетарное программное обеспечение используется для расчета кинематики и статистики близости.

  1. Вычисление кинематики и статистики приближения
    ПРИМЕЧАНИЕ: Первичные кинематические показатели результатов включают вращения суставов (т.е. углы Эйлера) и положения. Первичная статистика близости включает минимальный разрыв, средний разрыв и средневзвешенный контакт-центр, которые рассчитываются для каждого кадра данных. В совокупности эти меры описывают артрокинематику суставов или поверхностные взаимодействия во время движения. Анатомические близости, которые агрегируются по всему испытанию движения, включают средний контакт-центр, контактный путь и длину контактного пути.
    1. Для каждой кости и кадра движения используйте отфильтрованные анатомические ориентировочные координаты (т. Е. Вывод из безмаркерного программного обеспечения для отслеживания) для построения 16-элементной матрицы преобразования, представляющей анатомическую систему координат кости относительно лабораторной системы координат.
    2. Рассчитайте относительную кинематику, связав анатомические системы координат между соответствующими костями с помощью программного обеспечения.
    3. Извлекайте углы и положения стыка обычными методами64. Учитывая ориентацию анатомических систем координат, извлеките глено-плечевую кинематику с помощью последовательности вращения Z-X'-Y'', извлеките скапулоторакальную кинематику с помощью последовательности вращения Y-Z'-X'' и извлеките кинематику плечевой кости с использованием последовательности вращения Y-Z'-Y''
    4. Минимальный зазор: Рассчитайте наименьший зазор (т.е. расстояние) между центроидами треугольника ближайшего соседа на противоположной кости с помощью программного обеспечения.
    5. Средний разрыв: Рассчитайте средневзвешенное по площади минимальное зазор, используя треугольники, которые имеют наименьший зазор к своему ближайшему соседу в пределах заданной области измерения с помощью программного обеспечения. Определите область измерения как треугольники, ближайшие к противоположной кости, площади которых составляют 200 мм2. Включите эту область измерения в расчет, чтобы гарантировать, что только поверхность, которая разумно близка к противоположной кости, включена в расчет среднего зазора.
      ПРИМЕЧАНИЕ: Размеры области измерения (т.е. 200 мм2) были выбраны в ходе первоначальной разработки алгоритма после того, как было обнаружено, что она последовательно отражает субакромиальное пространство и чувствительность плетеностного сустава без чрезмерного смещения с удаленных поверхностей. Использование этой меры для более широких поверхностных взаимодействий (например, тибиофеморальных) может потребовать большей площади измерения.
    6. Средневзвешенный контакт-центр (т.е. центроид): Рассчитайте точку на поверхности ROI, которая минимизирует взвешенное расстояние до всех других треугольников в пределах области измерения (т. Е. Треугольников, ближайших к противоположной кости, площадь которых составляет 200 мм2) с помощью программного обеспечения. Весовой коэффициент для каждого треугольника в области измерения рассчитывается как: площадь треугольника / квадратное расстояние до ближайшего соседнего центроида (т.е. обратное взвешивание квадрата). Таким образом, треугольники, которые взвешиваются сильнее, больше (в 1 раз) и ближе к противоположной кости (в раз меньшем квадрате минимального расстояния).
    7. Средний контакт-центр: Рассчитайте среднее положение контакт-центра (т.е. центроида) во время испытания движения с помощью программного обеспечения. Поскольку контакт-центры представляют собой артрокинематику суставов, средний контакт-центр представляет собой центр поверхностных взаимодействий во время движения.
    8. Контактный путь: Определите, соединив координаты средневзвешенного контакт-центра во время испытания движения с помощью программного обеспечения.
    9. Длина контактного пути: рассчитайте длину контактного пути через пробную версию движения с помощью программного обеспечения.

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Representative Results

52-летняя бессимптомная женщина (ИМТ = 23,6 кг/м2) была набрана в рамках предыдущего расследования и прошла тестирование движения (корональное похищение плоскости) на своем доминирующем (правом) плече65. Перед сбором данных участник предоставил письменное информированное согласие. Расследование было одобрено Советом по институциональному обзору системы здравоохранения Генри Форда. Сбор данных осуществлялся с использованием ранее описанного протокола (рисунок 3).

Гленохуберальная, лопатоторачная и плеберотораковая кинематика участника представлена на рисунках 7, 8 и 9 соответственно. Визуальный осмотр гленогевлажной и скапулоторакальной кинематики предполагает, что движение плеча участника соответствовало тому, что обычно ожидается во время корональной плоскости абдукции66. В частности, плетеноглучевое движение состояло из возвышения и небольшого внешнего вращения и, как правило, находилось в плоскости кзади лопатки (рисунок 7), в то время как лопаточное движение состояло из вращения вверх, заднего наклона и небольшого внутреннего / внешнего вращения (рисунок 8).

Во время испытания движения минимальное субакромиальное расстояние (т.е. самая узкая ширина субакромиального выхода для данной рамы) варьировалось от 1,8 мм при высоте плечевой кости 74,0° (рама 45) до 8,3 мм при высоте плечевой кости 134,0° (рама 89) (рисунок 10A, рисунок 11A). Среднее субакромиальное расстояние (т.е. средняя ширина субакромиального выхода в пределах указанной области измерения 200 мм2 ) имело тенденцию следовать той же траектории, что и метрика минимального расстояния. Например, среднее субакромиальное расстояние варьировалось от 4,2 мм при плечевом возвышении 75,4° (рама 46) до 9,2 мм при высоте плечевой кости 134,0° (рама 89). Наконец, минимальное субакромиальное расстояние, как правило, следует дополнительной траектории к метрике площади поверхности (рисунок 10B), так что минимальное расстояние, как правило, меньше, когда площадь поверхности больше. Построение местоположения минимального расстояния на головке плечевой кости предполагает, что расположение, ближайшее к акромиону, смещается вбок по следу вращательной манжеты по мере увеличения угла подъема плечевой кости (рисунок 11A). На протяжении всего испытания движения длина пути контакта измерялась 40,5 мм на головке плечевой кости и 28,8 мм на акромионе.

Во время испытания движения минимальное плечевое расстояние (т.е. самая узкая ширина пространства плечевого сустава) варьировалось от 1,0 мм при 137,9° плечевого подъема (рама 92) до 2,1 мм при 34,2° плечевого подъема (рама 21) (рисунок 12A, рисунок 11B). Как и в случае с субакромиальными расстояниями, среднее гленогидюмеральное расстояние, как правило, следует той же траектории, что и метрика минимального расстояния, и эти расстояния следовали дополнительной траектории с метрикой площади поверхности (рисунок 12B). Например, среднее плечевое расстояние варьировалось от 1,4 мм на высоте плечевой кости 137,9° (рама 92) до 2,6 мм при плечевом возвышении 23,5° (рама 12). Построение местоположения контакт-центра гленогидры относительно контуров края гленоида позволяет предположить, что артрокинематика участника включала умеренные поверхностные взаимодействия. В частности, плечевая кость оставалась относительно центрированной в гленоиде в переднем / заднем направлении, но смещалась выше, а затем ниже во время испытания движения (рисунок 11B). На протяжении всего испытания движения длина пути контакта измерялась 30,0 мм на гленоиде и 45,4 мм на головке плечевой кости.

Figure 1
Рисунок 1: Поле зрения КТ. (A) корональная, (B) сагиттальная и (C) поперечная плоскости. Во время приобретения КТ-технолог обеспечивает, чтобы поле зрения включало ключицу (преимущественно), дистальные надмычки плечевой кости (неполноценно), весь плетеностной сустав (латерально), а также костовертебральный и грудино-реберный суставы (медиально). Пожалуйста, нажмите здесь, чтобы просмотреть увеличенную версию этого рисунка.

Figure 2
Рисунок 2: Схема видеорадиографической системы биплана. Рентгеновские системы расположены с межлучевым углом 50° и расстоянием от источника до изображения (SID) 183 см. Участники располагаются в объеме биплана таким образом, что их плеснево-плечевой сустав расположен примерно на пересечении рентгеновских лучей. Системы называются «зелеными» и «красными», чтобы различать панели управления и имена файлов изображений. Пожалуйста, нажмите здесь, чтобы просмотреть увеличенную версию этого рисунка.

Figure 3
Рисунок 3: Рентгенографические изображения биплана от репрезентативного субъекта во время коронального захвата плоскости. Хотя челюсть появляется на изображениях зеленой системы, следует соблюдать осторожность, чтобы избежать включения головы в поле зрения, чтобы минимизировать дозу в этой области. Пожалуйста, нажмите здесь, чтобы просмотреть увеличенную версию этого рисунка.

Figure 4
Рисунок 4: Определение анатомических систем координат. (А) Плечевая система координат определяется путем оцифровки геометрического центра головки плечевой кости, медиального надмыщелка и бокового надмыщелка. (B) Лопаточная система координат, определяемая путем оцифровки медиального отдела позвоночника, нижнего угла и заднего аспекта акромиально-ключичного сустава. (C) Система координат ребра, определяемая путем оцифровки заднего аспекта костовертебральной фасетки, самого бокового аспекта ребра и боковой грудины на уровне ребра. Пожалуйста, нажмите здесь, чтобы просмотреть увеличенную версию этого рисунка.

Figure 5
Рисунок 5: Определение регионов, представляющих интерес (ROI) для статистики близости. (A) ROI головки плечевой кости, которая используется для расчета акромиогумерального расстояния и паттернов контакта плечевого сустава, (B) ACROMIAL и glenoid ROI, которые используются для расчета акромиогумерального расстояния и паттернов контакта гленогюмерального сустава, соответственно. Пожалуйста, нажмите здесь, чтобы просмотреть увеличенную версию этого рисунка.

Figure 6
Рисунок 6: Скриншоты проприетарного программного обеспечения для отслеживания без маркеров. Скриншот иллюстрирует оптимизированные решения плечевой кости и лопатки от репрезентативного субъекта во время коронального захвата плоскости. Пожалуйста, нажмите здесь, чтобы просмотреть увеличенную версию этого рисунка.

Figure 7
Рисунок 7: Гленогумеральная кинематика от репрезентативного субъекта во время одного испытания похищения корональной плоскости. Примечание: Переднее положение было преобразовано в положительное значение. Сокращения: мед. = медиальный; лат. = латеральный; sup. = высший; инф. = низший; ant. = передний; пост. = задний. Пожалуйста, нажмите здесь, чтобы просмотреть увеличенную версию этого рисунка.

Figure 8
Рисунок 8: Скапулотораковая кинематика от репрезентативного субъекта во время одного испытания коронального захвата плоскости. Примечание: Переднее положение было преобразовано в положительное значение. Сокращения: IR = внутреннее вращение; ER = внешнее вращение; UR = вращение вверх; DR = вращение вниз; AT = передний наклон; PT = задний наклон; мед. = медиальный; лат. = латеральный; sup. = высший; инф. = низший; ant. = передний; пост. = задний. Пожалуйста, нажмите здесь, чтобы просмотреть увеличенную версию этого рисунка.

Figure 9
Рисунок 9: Кинематика плечевой кости у репрезентативного субъекта во время одного испытания похищения корональной плоскости. Примечание: Переднее положение было преобразовано в положительное значение. Сокращения: мед. = медиальный; лат. = латеральный; sup. = высший; инф. = низший; ant. = передний; пост. = задний. Пожалуйста, нажмите здесь, чтобы просмотреть увеличенную версию этого рисунка.

Figure 10
Рисунок 10: Оценка субакромиального пространства во время испытания корональной плоскости абдукции у репрезентативного субъекта. (А) Измерения акромиогумерального расстояния отображаются через кадры вместе с соответствующими углами подъема плечевой кости. Минимальное расстояние вычисляется как наименьшее расстояние между центроидами треугольника ближайшего соседа между головкой плечевой кости и акромиальными ROI. Среднее расстояние представляет собой средневзвешенное по площади минимальное расстояние, рассчитанное по треугольникам в ROI головки плечевой кости, которые имеют наименьший зазор от своего ближайшего соседа по acromial ROI. (B) Площадь поверхности ROI головки плечевой кости, которая находится в пределах 10 мм от окупаемости инвестиций в акромию, отображается на рамах вместе с соответствующими углами подъема плечевой кости. Аббревиатура: HT = плечевая железа. Пожалуйста, нажмите здесь, чтобы просмотреть увеличенную версию этого рисунка.

Figure 11
Рисунок 11: Бесконтактное отображение. (А) субакромиальное пространство, (В) пространство плетеностного сустава. Субакромиальная близость отображается на ROI головки плечевой кости с использованием метрики минимального расстояния для кадра данных, в котором минимальное расстояние было наименьшим (т.е. кадр No 45). Контактный путь (черный) представляет собой минимальную траекторию расстояния между кадрами No1-45. Близость плечелючного сустава отображается с использованием средневзвешенного контакт-центра для кадра данных, в котором совместное пространство было наименьшим (т.е. кадр No 92). Контактный путь (черный) представляет собой центроидную траекторию между кадрами No1-92. Пожалуйста, нажмите здесь, чтобы просмотреть увеличенную версию этого рисунка.

Figure 12
Рисунок 12: Оценка пространства плечелючного сустава во время испытания корональной плоскости абдукции у репрезентативного субъекта. (A) Измерения пространства плетеногих суставов отображаются на кадрах вместе с соответствующими углами подъема плечевой кости. Минимальное расстояние вычисляется как наименьшее расстояние между центроидами треугольника ближайшего соседа между ROI гленоида и головки плечевой кости. Среднее расстояние представляет собой средневзвешенное по площади минимальное расстояние, рассчитанное по треугольникам в GLENOID ROI, которые имеют наименьший зазор от своего ближайшего соседа по ROI головки плечевой кости. (B) Площадь поверхности окупаемости гленоидов, которая находится в пределах 10 мм от окупаемости головки плечевой кости, отображается на рамах вместе с соответствующими углами подъема плечевой кости. Аббревиатура: HT = плечевая железа. Пожалуйста, нажмите здесь, чтобы просмотреть увеличенную версию этого рисунка.

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Discussion

Метод, описанный здесь, преодолевает несколько недостатков, связанных с традиционными методами оценки движения плеча (например, трупное моделирование, 2D-визуализация, статическая 3D-визуализация, системы захвата движения на основе видео, носимые датчики и т. Д.), Обеспечивая точные измерения движения 3D-суставов во время динамической деятельности. Точность протокола, описанного в настоящем описании, была установлена для глено-плечевого соединения по сравнению с золотым стандартом радиостереометрического анализа (RSA), который должен был составлять ±0,5° и ±0,4 мм67,68. Аналогичные протоколы были разработаны для других суставов, таких как колено69, позвоночник70 и стопа / лодыжка71. Важно отметить, что без системы, которая является достаточно точной, размер выборки, необходимый для обнаружения статистически значимых и клинически потенциально значимых различий в совместном движении, может быть непомерно высоким. Кроме того, этот уровень точности позволяет описывать потенциально важные показатели результата, такие как совместные положения и/или переводы62,72, артрокинематика72,73,74,75, субакромиальные расстояния61,72,75 и мгновенные оси движения76 . В конечном счете, точное измерение движения суставов in vivo имеет важное значение для обеспечения механистического понимания функции плеча в нормальных и патологических условиях, а также для оценки последствий нехирургических и хирургических клинических вмешательств.

Точность, обеспечиваемая количественной оценкой кинематики плеча с использованием бипланной видеорадиографии, сопряжена со многими проблемами и ограничениями. Основным ограничением, связанным с этим методом, является радиационное воздействие на участника в результате компьютерной томографии и бипланной рентгеновской визуализации. Следовательно, число судебных разбирательств по ходатайствам, которые могут быть приобретены или последующие сессии с течением времени, ограничено. Эффективная доза, соответствующая описанному здесь протоколу, составляет приблизительно 10,5 мЗв, причем большая часть (примерно 10 мЗв) поступает от компьютерной томографии, которая включает в себя визуализацию дистальной плечевой кости, так что надмыщики могут быть использованы для построения анатомической системы координат плечевой кости64. Для контекста эта доза соответствует примерно 3 годам воздействия естественных фоновых источников радиации. Недавние рекомендации Национального совета по радиационной защите и измерениям предполагают, что эта доза может быть классифицирована как «незначительная», предполагающая умеренную ожидаемую пользу для человека или общества77. Следовательно, крайне важно, чтобы анализ движения с использованием бипланной видеорадиографии использовался в хорошо спланированном исследовании, основанном на прочной научной предпосылке, которая может оказать значительное влияние на здоровье населения.

Снижение дозы, связанной с бипланной видеорадиографией, имеет решающее значение для содействия более широкому использованию этой технологии в исследовательских и клинических условиях. К счастью, последние достижения в области КТ и МР-визуализации могут значительно снизить дозу для участника. Например, было показано, что модели плечевой и лопаточной костей, полученные с использованием MRI78,79 или более низкой дозы CT80, имеют приемлемую точность для многих исследовательских применений. Кроме того, переопределение системы координат плечевой кости таким образом, чтобы не требовалось надмыщение плечевой кости81, уменьшит дозу за счет уменьшения объема компьютерной томографии. Тщательная практика испытаний движения перед получением каких-либо изображений также имеет решающее значение для обеспечения того, чтобы каждое собранное испытание имело ценность и не добавляло излишне к общей дозе участника. В конечном счете, тщательное рассмотрение этих и многих других факторов имеет решающее значение при ответственном использовании видеорадиографии биплана для количественной оценки 3D-кинематики у участников исследований на людях.

Габитус тела участника и различия в плотности тканей (и, следовательно, яркости изображения) между центральным туловищем и боковым аспектом плеча представляют дополнительные проблемы при количественной оценке движения плеча с помощью бипланной видеорадиографии. В частности, четкая визуализация лопаток и ребер часто является сложной задачей с использованием рентгенографического метода, описанного в этом протоколе (т.е. ~ 70 кВп, 320 мА, импульсное воздействие 2 мс) у лиц с высоким ИМТ (>30 кг/м2) и женщин с большой или плотной тканью молочной железы. Кинематическая точность отслеживания, вероятно, ухудшается без четкой визуализации краев кости. Следовательно, тщательный отбор участников путем ограничения ИМТ может улучшить многие из этих сложных соображений визуализации. Однако «вымывание» бокового акромиона при более низких углах возвышения плечевой кости распространено даже у участников здорового габитуса организма (рисунок 2А, зеленая система на рамке 1). Это связано с тем, что вокруг акромиона мало ткани (и, следовательно, плотности), когда плечевая кость находится под более низкими углами возвышения, и видимость этой области пропускается, чтобы визуализировать лопатку и ребра. Однако, как только плечевая кость поднимается и основная часть плеча проецируется на себя (тем самым увеличивая рентгенографическую плотность), акромион становится хорошо визуализированным. Таким образом, оптимальная рентгенографическая техника для испытания движения не обязательно гарантирует визуализацию всех костей в любое время, но позволяет четко визуализировать достаточно костную анатомию для проведения безмаркерного отслеживания.

Еще одной проблемой при использовании бипланной видеорадиографии является относительно небольшой объем 3D-изображения, который преимущественно определяется размером рецептора изображения, ориентацией двух систем визуализации и SID. Хотя ограничение объема 3D-изображения помогает контролировать дозу излучения (т. Е. Через коллимацию), небольшой объем изображения может ограничивать диапазон, в котором может быть получено совместное движение и / или типы оцениваемых задач. Например, задачи, требующие движения туловища (например, бросок), могут быть несовместимы с анализом движения видеорадиографии биплана, поскольку участник, скорее всего, выйдет за пределы объема 3D-изображения при выполнении задачи. Движение пациента за пределы объема визуализации распространено даже в более простых задачах, таких как поднятие руки, особенно у лиц, чей диапазон движения подъема плечевой кости значительно нарушен (например, из-за массивных разрывов вращательной манжеты, адгезивного капсулита, ОА), потому что эти люди часто компенсируют это наклоном к контралатеральной стороне. Следовательно, тщательное позиционирование участника в пределах объема изображения и вербальные сигналы, чтобы избежать наклона, являются важнейшими шагами в процессе сбора данных (раздел 2.4).

Небольшой объем 3D-изображений также ограничивает визуализацию других сегментов, которые могут представлять интерес. Например, отслеживание туловища необходимо для количественной оценки лопатоторакальной и плечевой кинематики. Протокол, описанный в этой статье, решает эту проблему путем отслеживания третьего и четвертого ребер. Тем не менее, другие исследователи отслеживали туловище с помощью внешней наземной системы слежения, синхронизированной с рентгенографической системой49,50,62. Каждый из этих подходов имеет уникальные ограничения. Например, отслеживание ребер требует хорошей визуализации центрального туловища, что является сложной задачей у людей с большим габитусом тела без промывания бокового плеча, как описано ранее. Кроме того, отслеживание ребер может быть сложной задачей с меньшим усилителем изображения (т. Е. Менее 40 см). Напротив, отслеживание движения туловища с помощью поверхностных датчиков вводит артефакт движения кожи. Независимо от используемого подхода, ограниченный объем 3D-изображения остается проблемой при количественной оценке кинематики плеча с использованием видеорадиографии биплана.

Таким образом, бипланная видеорадиография позволяет высокоточную количественную оценку кинематики плеча. Вариации в протоколе, описанном в настоящем описании, были использованы для многочисленных исследований в лаборатории 58,59,72,73,82, причем каждый вариант протокола тщательно построен на основе конкретных целей исследования, чтобы минимизировать дозу, максимизировать качество изображения и максимизировать видимость сегмента. В конечном счете, точное измерение движения суставов in vivo важно для обеспечения механистического понимания функции плеча в нормальных и патологических условиях, а также для оценки последствий нехирургических и хирургических клинических вмешательств.

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Disclosures

У авторов нет конфликта интересов.

Acknowledgments

Исследования, представленные в этой публикации, были поддержаны Национальным институтом артрита, опорно-двигательного аппарата и кожных заболеваний под номером R01AR051912. Содержание является исключительной ответственностью авторов и не обязательно отражает официальную точку зрения Национальных институтов здравоохранения (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

Биоинженерия выпуск 169 бипланная видеорадиография кинематика плечевой гленоглумерный лопатоторакальный плечевой акромиогумеральное расстояние контакт-центр безмаркерное слежение
Измерение 3D In-vivo Кинематика плеча с помощью бипланарной видеорадиографии
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