Waiting
Login processing...

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

Bioengineering

Mätning av 3D In-vivo Shoulder Kinemas med biplanar 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

Biplane videoradiography kan kvantifiera axelkinematik med hög grad av noggrannhet. Protokollet som beskrivs häri var särskilt utformat för att spåra scapula, humerus och revbenen under planar humeral höjd, och beskriver förfarandena för datainsamling, bearbetning och analys. Unika överväganden för datainsamling beskrivs också.

Abstract

Axeln är ett av människokroppens mest komplexa ledsystem, med rörelse som sker genom samordnade åtgärder av fyra enskilda leder, flera ligament och cirka 20 muskler. Tyvärr är axelpatologier (t.ex. rotatormanschett tårar, ledförskjutningar, artrit) vanliga, vilket resulterar i betydande smärta, funktionshinder och minskad livskvalitet. Den specifika etiologin för många av dessa patologiskt tillstånd är inte helt klarlagd, men det är allmänt accepterat att axel patologi ofta är associerad med förändrad gemensamma rörelse. Tyvärr är det inte trivialt att mäta axelrörelser med den nödvändiga noggrannhetsnivån för att undersöka rörelsebaserade hypoteser. Radiografibaserade rörelsemätningstekniker har dock gett det framsteg som krävs för att undersöka rörelsebaserade hypoteser och ge en mekanistisk förståelse av axelfunktionen. Således är syftet med denna artikel att beskriva metoderna för att mäta axelrörelse med hjälp av ett anpassat biplanar videoradiography system. De specifika målen med denna artikel är att beskriva protokollen för att förvärva biplanar videoradiographic bilder av axelkomplexet, förvärva CT skanningar, utveckla 3D ben modeller, lokalisera anatomiska landmärken, spåra positionen och orienteringen av överarmsbenet, scapula och torso från biplanar radiografi bilder och beräkna de kinematiska resultatmåtten. Dessutom kommer artikeln att beskriva speciella överväganden som är unika för axeln när man mäter ledkinematik med detta tillvägagångssätt.

Introduction

Axeln är ett av människokroppens mest komplexa ledsystem, med rörelse som sker genom samordnade åtgärder av fyra enskilda leder, flera ligament och cirka 20 muskler. Axeln har också det största rörelseomfånget av kroppens större leder och beskrivs ofta som en kompromiss mellan rörlighet och stabilitet. Tyvärr är axelpatologier vanliga, vilket resulterar i betydande smärta, funktionshinder och minskad livskvalitet. Till exempel påverkar rotatormanschett tårar cirka 40% av befolkningen över 601,2,3, med cirka 250 000 rotatormanschettreparationer som utförs årligen4, och en uppskattad ekonomisk börda på $ 3-5 miljarder per år i USA5. Dessutom är axelförskjutningar vanliga och är ofta förknippade med kronisk dysfunktion6. Slutligen är glenohumeral gemensamma artros (OA) ett annat betydande kliniskt problem som involverar axeln, med befolkningsstudier som visar att ungefär 15-20% av vuxna över 65 år har radiografi bevis på glenohumeral OA7,8. Dessa tillstånd är smärtsamma, försämrar aktivitetsnivåer och minskar livskvaliteten.

Även om patogeneserna i dessa villkor inte är helt förstådda, är det allmänt accepterat att förändrad axelrörelse är associerad med många axelpatologier9,10,11. Specifikt kan onormal gemensam rörelse bidra till patologi9,12, eller att patologin kan leda till onormal gemensamma rörelse13,14. Samband mellan gemensamma rörelse och patologi är sannolikt komplexa, och subtila förändringar i gemensamma rörelse kan vara viktiga i axeln. Till exempel, även om vinkel rörelse är den dominerande rörelsen som förekommer vid glenohumeral gemensamma, gemensamma översättningar förekommer också under bog rörelse. Under normala förhållanden överstiger dessa översättningar sannolikt inte flera millimeter15,16,17,18,19 och kan därför vara lägre än nivån på in vivo-noggrannheten för vissa mättekniker. Även om det kan vara frestande att anta att små avvikelser i ledrörelse kan ha liten klinisk inverkan, är det viktigt att också erkänna att den kumulativa effekten av subtila avvikelser över år av axelaktivitet kan överstiga individens tröskel för vävnadsläkning och reparation. Dessutom är in vivo-styrkorna vid glenohumeralleden inte oviktiga. Med hjälp av anpassade instrumenterade glenohumerala ledimplantat har tidigare studier visat att en höjning av en 2 kg vikt till huvudhöjd med en utsträckt arm kan resultera i glenohumerala ledkrafter som kan variera från 70% till 238% av kroppsvikten20,21,22. Följaktligen kan kombinationen av subtila förändringar i gemensamma rörelse och höga krafter koncentrerade över glenoidens små bärande yta bidra till utvecklingen av degenerativa bog patologier.

Historiskt sett har mätningen av axelrörelser genomförts genom en mängd olika experimentella metoder. Dessa metoder har inkluderat användning av komplexa kadaveriska testsystem utformade för att simulera axelrörelse23,24,25,26,27, videobaserade rörelseinspelningssystem med ytmarkörer28,29,31, ytmonterade elektromagnetiska sensorer32,33,34,35 , benstift med reflekterande markörer eller andra sensorer monterade36,37,38, statisk tvådimensionell medicinsk avbildning (dvs. fluoroskopi39,40,41 och röntgenundersökningar17,42,43,44,45), statisk tredimensionell (3D) medicinsk med hjälp av MR46,47, datortomografi48 och dynamisk, 3D enplan fluoroskopisk avbildning49,50,51. På senare tid har bärbara sensorer (t.ex. inertiella mätenheter) blivit populära för att mäta axelrörelser utanför laboratoriemiljön och i fria förhållanden52,53,54,55,56,57.

Under de senaste åren har det skett en spridning av biplan radiografi eller fluoroskopiska system utformade för att noggrant mäta dynamiska, 3D in vivo rörelser av axeln58,59,60,61,62. Syftet med denna artikel är att beskriva författarnas tillvägagångssätt för att mäta axelrörelse med hjälp av ett anpassat biplanar videoradiography system. De specifika målen med denna artikel är att beskriva protokollen för att förvärva biplanar videoradiographic bilder av axelkomplexet, förvärva CT skanningar, utveckla 3D ben modeller, lokalisera anatomiska landmärken, spåra positionen och orienteringen av överarmsbenet, scapula och torso från biplanar radiografi bilder och beräkna kinematiska resultatmått.

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Protocol

Före datainsamlingen lämnade deltagaren skriftligt informerat samtycke. Utredningen godkändes av Henry Ford Health Systems institutionsgranskningsnämnd.

Protokoll för att förvärva, bearbeta och analysera biografiska rörelsedata med två plan är i hög grad beroende av bildsystem, databehandlingsprogram och resultatmått av intresse. Följande protokoll utformades speciellt för att spåra scapula, humerus och den tredje och fjärde revbenen under scapular-plan eller koronal-plan bortförande och att kvantifiera glenohumeral, scapulothoracic och humerothoracic kinematik.

1. CT-bildprotokoll

  1. Be deltagaren att ligga på CT-undersökningsbordet med armarna på sidorna. Beroende på deltagarens storlek, placera dem utanför mitten på bordet så att hela hemi-torso är tillgänglig för avbildning.
  2. För att förvärva scoutbilderna säkerställer teknologen att CT-synfältet inkluderar nyckelbenet (överlägset), de distala humerala epicondylesna (sämre), hela glenohumeralleden (i sidled) och costovertebral och sternocostal leder (medially) (figur 1).
  3. Skaffa datortomografin med följande parametrar: skanningsläge = spiral; rörspänning = 120 kVp; rörström: 200-400 mA (auto); skiva tjocklek = 0,66 mm; FOV = 34 cm.
  4. Kontrollera skanningskvaliteten och synfältet.
  5. Formatera om förvärvet med en bildmatrisstorlek på 512 x 512 pixlar. Med tanke på skiva tjockleken och FOV resulterar förvärvet i ett isotropiskt voxelavstånd på cirka 0,66 mm.
  6. Exportera bilderna i DICOM-format.

2. Biplane X-ray motion capture protokoll

OBS: Det anpassade biplanarröntgensystemet som används i detta protokoll beskrivs i materialregistret. Datainsamlingsförfarandena kommer sannolikt att variera med olika systemkomponenter. Röntgensystemen kallas godtyckligt "grön" och "röd" för att skilja förfaranden och resulterande bildsekvenser och placeras med en cirka 50° inter-beam vinkel och ett käll-till-bild avstånd (SID) på cirka 183 cm (figur 2). Minst två forskningspersonal krävs för datainsamlingen. den ena för att driva röntgensystemet och datorn, och den andra för att instruera forskningsdeltagaren.

  1. Installation av kameraprogramvara
    1. Ställ in kameraöppningen på standardinställningen (f/5.6).
      Det här värdet beror på flera faktorer, inklusive kamera, exponeringstid, ISO och deltagarantropometri.
    2. Öppna kameraprogramvaran och ladda studieprotokollet till varje kamera (samplingshastighet: 60 Hz, exponeringstid: 1 100 μs).
      Obs: Kamerans exponeringstid kan variera beroende på flera faktorer, inklusive kamera, bländareinställning och radiografisk exponering.
  2. Uppvärmning av systemet
    OBS: Röntgenrörets anod kan skadas om högeffektiva exponeringar uppstår när det är kallt. Därför bör rören värmas upp av en serie lågenergiexponeringar baserat på tillverkarens rekommendationer.
    1. På båda röntgengeneratorns kontrollpaneler väljer du Kärlinställning . De förprogrammerade kärlinställningarna ger lågenergiexponering som är lämplig för systemuppvärmningen (per systemtillverkare).
    2. Ställ in exponeringstiden på pulsgeneratorn till 0,25 s.
    3. Håll ned PREP-knapparna på röntgengeneratorns kontrollpaneler. Förberedelsefördröjning visas på skärmen.
    4. När båda skärmarna har läst Klar att exponera trycker du samtidigt på och håller ned EXPONERA-knapparna .
      OBS: Detta kommer inte att producera röntgenstrålar, utan bara armar systemet. Röntgenproduktion sker endast genom att trycka ner fotpedalen eller handhållna avtryckare.
    5. Tryck ned PREP- och EXPOSE-knapparna på båda kontrollpanelerna och tryck samtidigt ned och håll ned fotpedalen (eller handhållen) för att utlösa röntgengeneratorn för att producera röntgenstrålar.
      OBS: Röntgenstrålarna produceras under den tid som anges av pulsgeneratorn (steg 2.3.2) eller tills pedalen släpps, beroende på vilket som inträffar först.
    6. Upprepa stegen 2.2.2-2.2.5 tills röntgenrörets värmeenhet (HU) överskrider den nivå som krävs av tillverkaren för att skaffa bilder (5% HU för vårt system).
  3. Kontrollera kamerans synkronisering och bildfokus.
    OBS: Kontrollera kamerans synkronisering och fokus genom att skaffa en uppsättning testbilder av förvrängningskorrigeringsrutnätet (se Tabell över material). Varje bildförstärkare testas individuellt med hjälp av stegen som beskrivs nedan.
    1. Placera förvrängningskorrigeringsrutnätet på bildförstärkaren.
    2. På båda röntgengeneratorkontrollpanelerna väljer du hjärtinställningen , som är programmerad till standardradiografisk teknik (70 kVp, 320 mA, 2 ms och brännpunkt = 1,0 mm).
      OBS: Kamerainställningarna förblir oförändrade (samplingsfrekvens: 60 Hz, exponeringstid: 1 100 μs).
    3. Ställ in pulsgeneratorn på 0,25 s.
    4. Initiera kameraförvärvet genom kameraprogramvaran och skaffa röntgenbilder som beskrivits tidigare i steg 2.2.3-2.2.5.
    5. Förhandsgranska de resulterande bilderna och bestäm den förflutna tiden från avtryckarpulsen för varje system. Om skillnaden i förfluten tid mellan kamerorna är mer än 2 μs, bestäm vilken kamera som avfyras sent och ange en bildrutgång i kameraprogramvaran för att lösa problemet.
    6. Kontrollera bildens skärpa visuellt för att verifiera kamerans fokus. För objektiv bedömning, analysera en profillinje som ritas över en pärla i förvrängningskorrigeringsrutnätet med hjälp av bildbehandlingsprogram (t.ex. ImageJ). Kontrollera specifikt lutningen på pixelgrå värden längs den här profillinjen. En mer negativ lutning säkerställer en skarpare bild (förutsatt att radiografisk bild inverteras så att pärlan är mörk). Om det behövs, rikta om kamerorna och upprepa stegen 2.3.3-2.3.6.
  4. Inställningar och positionering av forskningsdeltagare
    OBS: Forskningsdeltagarens positionering är mycket beroende av att benen spåras och att rörelsen testas. Testning utförs vanligtvis med forskningsdeltagaren sittande på en fast stol (dvs. inte svängbar eller hjulförsedd) för att minimera risken för förändringar i sin position som kan orsaka att axeln rör sig utanför 3D-bildvolymen.
    1. Placera stolen i biplansavbildningsvolymen så att axeln som ska testas centreras ungefär där biplansröntgenstrålarna skär varandra. Detta är en preliminär ståndpunkt. Justera den baserat på deltagarens antropometri, den rörelse som ska testas och de ben som ska spåras.
    2. Be deltagaren att sitta i en bekväm upprätt hållning med armarna vilande vid hans/hennes sida.
    3. Säkra en blyfodrad skyddsväst över deltagarens torso för att täcka buken och den kontralaterala axeln och bröstet.
    4. Ställ in den preliminära höjden på bildförstärkare. För att informera denna procedur, tänd ljuset i systemets röntgenkälla. Höj systemet tills deltagarens skugga kastas på bildförstärkaren är på nivån för deras axilla.
      Obs: Käll- och bildförstärkaren i varje system är kopplade för att flytta ihop. Okopplade system kräver ytterligare justeringssteg som inte beskrivs här.
    5. Fastställ den preliminära höjden på bildförstärkare. Flytta försiktigt deltagaren på stolen inom biplansbildvolymen medan du tittar på deras skugga kastas på varje bildförstärkare.
      OBS: En bra första gissning är att ha deltagaren placerad så att acromioclavicular-leden är ungefär i mitten av båda bildförstärkare. Denna position är en rimlig första gissning för det aktuella protokollet, vilket kräver visualisering och spårning av överarmsbenet, scapula och två revben under axelhöjd.
    6. När deltagarens position verkar vara rimlig i båda systemen, håll ljuskällan på och be deltagaren att utföra den rörelse som ska testas. Se till att deltagarens axel förblir inom det radiografiska synfältet under hela rörelseförsöket. Om möjligt, kollimera röntgenstrålar för att minska exponeringen.
    7. Upprepa steg 2.4.5-2.4.6 tills det visar sig att deltagarens inställning i bildvolymen är lämplig.
    8. Forskare #1: Återvänd till kontrollrummet för att köra röntgenkontrollpanelerna och kamerorna. Ställ in röntgenpanelen på fluoroskopiläge med låg effekt (60 kVp, 3-4 mA) och pulsgeneratorn på ett förvärv på 0,25 s.
    9. Forskare #2: Förklara för deltagaren att en bild kommer att tas så att deras position kan verifieras i bilderna och beskriva den serie händelser som kommer att hända. Varna deltagaren om de ljud som systemet gör (t.ex. klick, hums) för att förhindra gripande. Ta på dig en blyfodrad skyddsväst, hämta den handhållna avtryckaren och rör dig så långt bort från röntgenkällorna som möjligt för att minimera exponeringen samtidigt som du upprätthåller en tydlig siktlinje och kommunikation med deltagaren. Om möjligt, stå bakom en blyfodrad sköld med ett fönster.
    10. Forskare #1 (i röntgenkontrollrummet): Starta kamerorna och prima röntgenpanelen enligt beskrivningen tidigare (steg 2.2.3-2.2.5). När systemet är redo att exponeras, meddela forskaren #2.
    11. Forskare #2 (i labb): Ange för deltagaren om bildförvärv. Utlösa det radiografiska bildförvärvet med hjälp av den handhållna fjärrutlösaren. Informera deltagaren om att en bild togs och ursäkta dig till kontrollrummet.
    12. Forskare #1 och #2 (i röntgenkontrollrummet): Inspektera bilderna. Fokusera endast på deltagarens position och synligheten för alla ben som ska spåras. Upprepa vid behov steg 2.4.5-2.4.12 tills deltagarens position är tillfredsställande.
    13. När röntgensystemet har konfigurerats och placerats ska du inte flytta röntgensystemet under datainsamlingssessionen om inte nya bilder av kalibrerings- och förvrängningskorrigering samlas in för varje konfiguration. Instruera också deltagaren att flytta så lite som möjligt under datainsamlingssessionen för att undvika att behöva upprepa inställningsprocedurerna.
  5. Datainsamling: Statisk bildförvärv
    1. Forskare #1 (i röntgenkontrollrummet): Ställ in den optimerade radiografitekniken på röntgenpanelen (baserat på preliminär testning). Det radiografiprotokoll som används här är 70 kVp, 320 mA, 2 ms och brännpunkt = 1,0 mm, med kameran samlande vid 60 Hz och en exponeringstid på 1 100 μs. Ställ in pulsgeneratorn på 0,25 s.
      OBS: Informera deltagaren om att nästa bild blir ett formellt bildförvärv.
    2. Forskare #2 (i labbet): Informera deltagaren att sitta upprätt med armen vilande vid sidan.
    3. Hämta en bild som tidigare beskrivits (steg 2.4.8-2.4.11).
    4. Forskarna #1 och #2 (i röntgenkontrollrummet): Inspektera bilderna. Fokusera på bildkvaliteten (dvs. ljusstyrka och kontrast) och synlighet för alla nödvändiga ben. Om justeringar av bildkvaliteten behövs bestämmer du parametern som ska ändras (dvs. f-stop, kameraexponeringstid, kVp, mA) och återtar den statiska bilden.
      OBS: Det är viktigt att alltid vara uppmärksam på hur dosen påverkas av de radiografiska parametrarna.
    5. Upprepa steg 2.5.1-2.5.4 tills bildkvaliteten är acceptabel, inom ramen för de dosuppskattningar som godkänts av IRB.
    6. När bildkvaliteten är acceptabel kontrollerar du bilderna för teknisk kvalitet (t.ex. skadade ramar).
    7. Efter ett acceptabelt statiskt provbildförvärv sparar du testversionen från varje kamera (t.ex. "green_still.cine", "red_still.cine").
  6. Datainsamling: Dynamisk bildförvärv
    1. Forskare #1 (i röntgenkontrollrum): Behåll samma radiografiska parametrar från den statiska försöksbilden. Ställ in pulsgeneratorn på 2,0 s exponering.
    2. Forskare #2 (i labbet): Lär deltagaren den rörelse som ska utföras, inklusive planet och tidpunkten för rörelsen. Kontrollera att stolen och deltagarens kläder och/eller blyfodrade väst inte stör axelrörelsen. Öva på motionstestet med deltagaren. Använd den verbala signalen "Redo... och... gå" steg så att det tar 2 s (dvs. varaktigheten av motion trial) för att hjälpa deltagaren att pace initieringen och slutförande av förslaget.
      Det är viktigt att deltagaren förstår procedurerna och konsekvent kan utföra rörelseförsöket för att undvika onödig exponering i samband med en misslyckad prövning.
    3. Forskare #2 (i labbet): Efter tillräcklig övning hämtar du den handhållna fjärrutlösaren. Flytta till en säker plats i labbet med en tydlig siktlinje och kommunikation med forskningsdeltagaren.
    4. Forskare #1 (i röntgenkontrollrummet): Återställ pulsgeneratorn till 2,0 s, starta kamerorna och prima röntgenpanelen enligt beskrivningen tidigare (steg 2.3.4-2.3.5). När systemet är redo att exponeras, meddela forskaren #2.
    5. Forskare #2 (i labb): Fråga forskningsdeltagaren, "Är du redo?" [vänta på det bekräftande svaret] "Redo... och... gå." (steg, som tidigare, så att det tar 2 s).
    6. Forskare #2 (i labb): Utlöse röntgensystemet manuellt när deltagaren initierar armrörelse.
      OBS: Även om manuell utlösning baserad på visuell rörelse riskerar att utelämna uppkomsten av rörelsestudien, förhindrar det att forskningsdeltagaren överexponeras i händelse av en felkommunikation eller en fördröjd start.). När rättegången är klar, informera deltagaren om att en bild togs och ursäkta dig till kontrollrummet för att inspektera bilderna.
    7. Forskare #1 och #2 (i röntgenkontrollrum): Inspektera testbilderna för kvalitet (dvs. ljusstyrka och kontrast) och tekniskt tillstånd (dvs. eventuella korrupta ramar) (bild 3). Spara rörelseförsöken från varje kamera (t.ex. "green_scapab1.cine", "red_scapab1.cine").
    8. Upprepa stegen 2.6.1-2.6.7 för att samla in alla rörelseförsök inom det godkända strålsäkerhetsprotokollet.
  7. Samla in kalibreringsbilder
    OBS: Radiografisk bildkalibrering resulterar i definitionen av det laboratoriebaserade koordinatsystemet, positionen och orienteringen för varje röntgenstrålningssystem i förhållande till laboratoriekoordinatsystemet och inneboende parametrar som möjliggör generering av digitalt rekonstruerade röntgenundersökningar (DRR), som används i den markörlösa spårningsprocessen. Kalibreringsberäkningarna beskrivs i steg 3.4.1.
    1. Underhåll samma kamerainställningar och radiografiska teknikinställningar som används under datainsamlingen.
    2. Ställ in pulsgeneratorn på 0,5 s exponering.
    3. Placera kalibreringskuben (se Materialtabell) i mitten av bildvolymen.
    4. Skaffa och spara kubbilderna (t.ex. "green_cube.cine", "red_cube.cine").
  8. Samla in bilderna för förvrängningskorrigering och icke-enhetighetskorrigering.
    OBS: Radiografisk bild som samlas in med hjälp av en bildförstärkare påverkas av intensitet, nonuniformitet63 och förvrängning. Följaktligen förvärvas bilder av ett rutnät för korrigering av vitt fält och förvrängning på varje radiografiskt system för att fastställa vilka korrigeringar som behövs. Det är i allmänhet klokt att samla in kalibreringsbilder före förvrängnings- och icke-enhetighetskorrigeringsbilder om bildförstärkaren stöts när förvrängningsrutnätet placeras.
    1. Ta bort alla objekt från det radiografiska synfältet.
    2. Underhåll samma kamerainställningar och radiografiska teknikinställningar som används under datainsamlingen. Ställ in pulsgeneratorn på 0,5 s exponering.
    3. Fäst förvrängningskorrigeringsrutnätet (se Tabell över material) på ytan av den gröna bildförstärkaren.
    4. Hämta rutnäts- och vitfältsbilderna.
    5. Spara bilderna (t.ex. "green_grid.cine", "red_white.cine").
    6. Flytta rutnätet till den röda bildförstärkaren och upprepa steg 2.7.2-2.7.5 och ändra bildfilnamnen, beroende på vad som är lämpligt.

3. Protokoll för databehandling

OBS: Förfaranden för att förbereda bengeometrin, förbehandlingen av bilden (dvs. förvrängning och icke-enhetlighetskorrigering och bildkalibrering) och markmarkörlös spårning är mycket varierande och beror på vilken programvara som används. De procedurer som beskrivs häri är specifika för den proprietära programvaran. De viktigaste databehandlingsstegen kan dock sannolikt översättas till alla programpaket för x-ray motion capture.

  1. Bearbetning av DATORTOMOGRAFI
    OBS: Den egenutvecklade markörlösa spårningsprogramvaran som används av författarnas labb optimerar positionen och orienteringen för en DRR. Därför resulterar procedurerna för bearbetning av CT-skanningen i skapandet av en 16-bitars TIFF-bildstack. Andra programvarupaket kan kräva att bengeometrin representeras i olika format eller specifikationer.
    1. Öppna ett bildbehandlingsprogram (t.ex. Mimics, FIJI) och importera CT-bilderna.
    2. Segmentera överarmsbenet från de omgivande mjuka vävnaderna. För revbenen, skapa en förlängning som förbinder den främre aspekten av revbenet med manubriumet för att digitalisera sternotalleden senare i steg 3.2.6.
    3. Utför en boolesk operation på den färdiga masken med en svart mask (dvs. alla pixlar är färgade svarta) (operation: svart minus ben). Detta resulterar i en inverterad mask av benet där alla pixlar är svarta förutom de som motsvarar benet, som förblir i CT gråskala.
    4. Beskär bildstapeln längs alla tre axlarna för att eliminera de svarta (dvs. icke-ben) pixlarna. Lämna några svarta pixlar i kanterna på den här 3D-begränsningsrutan.
    5. Spara den ändrade bildstacken i TIFF-format.
    6. Upprepa stegen 3.1.1-3.1.5 för alla återstående ben.
  2. Definition av anatomiska koordinatsystem och intresseregioner
    OBS: Detta protokoll orienterar anatomiska koordinatsystem enligt följande. För en höger axel är +X-axeln orienterad i sidled, +Y-axeln är överlägsen och +Z-axeln är orienterad i efterhand. För en vänster axel är +X-axeln orienterad i sidled, +Y-axeln är överlägsen och +Z-axeln är orienterad i främre riktning.
    1. Importera TIFF-bildstacken för det ben som ska bearbetas. Konvertera TIFF-stacken till en . RAW fil och återge en 3D benmodell baserat på kända pixel dimensioner och bildavstånd med hjälp av den proprietära programvaran.
      OBS: Modellens upplösning baseras på provtagningen av CT-volymen (dvs. voxelavstånd). Följaktligen är masktrianglarnas genomsnittliga yta cirka 1,02 mm2 (±0,2 mm2) (steg 1,3).
    2. Digitalisera de anatomiska landmärkena på överarmsbenet enligt följande (figur 4A).
      1. Det överarmsmässiga huvudets geometriska mittpunkt: Bestäm dimensionerna och positionen för en sfär som minimerar avståndet mellan sfärens yta och den överarmsmässiga ledytan med hjälp av en algoritm med minst kvadrater. Definiera det geometriska centret på det överarmsmässiga huvudet som koordinaterna för den optimerade sfärens centrum.
      2. Mediala och laterala epicondyles: Beläget vid den bredaste delen av den distala överarmsbenet.
    3. Definiera överarmshuvudets ROI enligt följande (figur 5A).
      1. Hela humeral artikulär yta och större tuberositet.
    4. Digitalisera de anatomiska landmärkena på scapula enligt följande (figur 4B).
      1. Rot i scapular ryggraden: Ligger vid den mediala gränsen längs scapular ryggraden.
      2. Bakre acromioclavicular gemensamma: Ligger vid den bakre aspekten av clavicular faspekten på scapular acromion.
      3. Sämre vinkel: Ligger vid den sämre punkten på scapula.
    5. Definiera scapular ROIs enligt följande (bild 5B).
      1. Acromion: Acromionens underjord i sidled mot scapulas ryggrad.
      2. Glenoid: Hela glenoidens artikulerande yta.
    6. Digitalisera anatomiska landmärken på revbenen enligt följande (figur 4C).
      1. Främre revben: Beläget vid den mediala delen av revbensförlängningen.
      2. Bakre revben: Beläget vid den överlägsna/ sämre mittpunkten av den bakre aspekten av fasan på revbenets huvud.
      3. Sidoribborre: Ligger vid den laterala aspekten av revbenet när de främre och bakre revbenspunkterna är riktade vertikalt på skärmen.
  3. Förbehandling av bild
    OBS: Förbehandling av bild utförs med hjälp av proprietär programvara och innebär att cine-bildfilerna konverteras till TIFF-staplar och korrigerar bilderna för distorsionsouniformitet.
    1. Utför korrigering av icke-enhetlighet: Programvaran i genomsnitt de cirka 30 bildrutorna (dvs. 0,5 s data) för att producera en enda, högkvalitativ, ljusfältsbild för att minimera effekten av brus i en enda ram. Ljusfältsbilden används för att beräkna den sanna radiografitätheten längs strålen från röntgenkällan till varje pixel i varje dataram. Summan av den radiografiska densiteten för all materia som penetreras av varje pixels stråle är proportionell mot logaritmen i det ljusa fältet för den pixeln minus loggaritmen för observationsbilden för den pixeln (dvs. loggsubbehandling).
    2. Utför förvrängningskorrigering: Programvaran i genomsnitt de cirka 30 bildrutorna (dvs. 0,5 sekunder av data) för att producera en enda bild och minskar effekten av brus i en enskild bild. Programvaran för förvrängningskorrigering skapar en affine-karta från varje trippel av intilliggande pärlpositioner i förvrängningsrutnätets bild till den kända (sanna) positionen för dessa tre pärlor i Lucite-förvrängningskorrigeringsnätet. Denna samling av små affinkartor används sedan för att sampla varje observerad ram av rörelseförsöket till de sanna koordinaterna som representeras av ortogonala pärlor.
    3. Tillämpa korrigeringar för distorsion och icke-enhetlighet på alla bildrutor i varje rättegång.
  4. Volymkalibrering med biplan.
    OBS: Bildkalibrering utfördes med hjälp av egenutvecklad programvara. Programvaran använder en icke-linjär optimeringsalgoritm för att justera de observerade kalibreringsobjektpärla platserna till sina kända 3D-platser. Denna process utförs för varje uppsättning biplanskalibreringsbilder. Resultatet är ett system som digitalt kan projicera två vyer av en benvolym och registrera dem mot radiografiska bilder av samma ben som samlats in under datainsamlingen.
  5. Markörlös spårning
    OBS: Markerless spårning utförs med hjälp av proprietär programvara. Programvara som Autoscoper och C-Motion kan också användas för att slutföra denna process.
    1. På den första ramen i rörelseförsöket roterar och översätter DRR med hjälp av programvarukontrollerna tills den verkar matcha bra med biplansröntgenbilderna (bild 6).
    2. Spara den manuella lösningen.
    3. Använd optimeringsalgoritmen.
    4. Inspektera visuellt lösningen som bedöms vara optimal av algoritmen baserat på den ursprungliga manuella lösningen. Justera vid behov lösningen och upprepa steg 3.5.2-3.5.3 tills den är nöjd med den optimerade lösningen.
    5. Upprepa steg 3.5.1-3.5.4 för var tionde bildruta i rörelseförsöket.
      Obs: Detta intervall beror på flera faktorer, inklusive bildhastighet, rörelsehastighet och bildkvalitet. Mindre intervaller kan krävas.
    6. När var tionde bildruta har spårats utför du en optimering för att skapa interpolerade preliminära lösningar som sedan optimeras.
    7. Fortsätt att förfina lösningarna tills alla ramar i rörelseförsöket spåras väl.

4. Protokoll för dataanalys

OBS: Den egenutvecklade markörlösa spårningsprogramvaran som används i detta protokoll resulterar i de råa och filtrerade banorna hos de anatomiska landmärken som kommer att användas för att konstruera anatomiska koordinatsystem. Dessa koordinater uttrycks i förhållande till det laboratoriekoordinatsystem som definieras av kalibreringsobjektet under kalibreringsförfarandet. I följande protokoll beskrivs i allmänna ordalag förfarandena för beräkning av kinematiska utfallsmått från dessa banbrytande banor så att de kan beräknas på vilket programmeringsspråk som helst (t.ex. MATLAB). En andra proprietär programvara används för att beräkna kinematik och närhetsstatistik.

  1. Beräkna kinematik och närhetsstatistik
    OBS: De primära kinematiska utfallsmåtten inkluderar ledrotationer (dvs. Eulervinklar) och positioner. Den primära närhetsstatistiken inkluderar minsta mellanrum, genomsnittligt gap och vägt genomsnittligt kontaktcenter, som beräknas för varje dataram. Tillsammans beskriver dessa åtgärder gemensam artrocinatik eller ytinteraktioner under en rörelse. Anatomiska närhetar som aggregeras över rörelseförsöket inkluderar det genomsnittliga kontaktcentret, kontaktvägen och kontaktvägslängden.
    1. För varje ben och rörelseram, använd de filtrerade anatomiska landmärkeskoordinaterna (dvs. utdata från den markörlösa spårningsprogramvaran) för att konstruera en 16-elements omvandlingsmatris som representerar benets anatomiska koordinatsystem i förhållande till laboratoriekoordinatsystemet.
    2. Beräkna den relativa kinematiken genom att relatera de anatomiska koordinatsystemen mellan relevanta ben med hjälp av programvaran.
    3. Extrahera ledvinklarna och positionerna med konventionella metoder64. Med tanke på orienteringen av de anatomiska koordinatsystemen, extrahera glenohumeral kinematik med hjälp av en Z-X'-Y'' rotationssekvens, extrahera scapulothoracic kinematik med hjälp av en Y-Z'-X'' rotationssekvens och extrahera humerothoracic kinematik med hjälp av en Y-Z'-Y'' rotationssekvens.
    4. Minsta mellanrum: Beräkna det minsta gapet (dvs. avståndet) mellan centroiderna i triangeln med närmaste granne på motsatt ben med hjälp av programvaran.
    5. Genomsnittligt mellanrum: Beräkna det områdesvägda medelvärdet av minimigapet med hjälp av de trianglar som har det minsta gapet till närmaste granne inom ett angivet mätområde med hjälp av programvaran. Definiera mätområdet som de trianglar närmast det motsatta benet vars områden summerar till 200 mm2. Införliva detta mätområde i beräkningen för att säkerställa att endast den yta som är någorlunda nära det motsatta benet ingår i beräkningen av det genomsnittliga gapet.
      OBS: Storleken på mätområdet (dvs. 200 mm2) valdes under den första algoritmutvecklingen efter att det konstaterades att det konsekvent återspegla subakromt utrymme och glenohumeral gemensamma närhet utan att vara alltför partisk från avlägsna ytor. Användning av detta mått för bredare ytinteraktioner (t.ex. tibiofemoral) kan kräva ett större mätområde.
    6. Vägt medelkontaktcenter (dvs. centroid): Beräkna den punkt på ROI-ytan som minimerar det viktade avståndet till alla andra trianglar inom mätområdet (dvs. trianglar närmast det motsatta benet vars områden summerar till 200 mm2) med hjälp av programvaran. Viktningsfaktorn för varje triangel i mätområdet beräknas som: triangelområde / kvadratavstånd till närmaste granne centroid (dvs. omvänd kvadratvikt). På detta sätt är trianglar som viktas tyngre större (med en faktor 1) och närmare det motsatta benet (med en faktor av det kvadratiska minimiavståndet).
    7. Genomsnittligt kontaktcenter: Beräkna kontaktcentrets genomsnittliga position (dvs centroid) över rörelseförsöket med hjälp av programvaran. Givna kontaktcenter representerar gemensam artrocinematik, representerar det genomsnittliga kontaktcentret centrum för ytinteraktioner under en rörelse.
    8. Kontaktsökväg: Definiera genom att ansluta koordinaterna för det viktade genomsnittliga kontaktcentret över rörelseversionen med hjälp av programvaran.
    9. Kontaktvägslängd: Beräkna längden på kontaktvägen över rörelseversionen med hjälp av programvaran.

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Representative Results

En 52-årig asymtomatiska kvinna (BMI = 23,6 kg/m2) rekryterades som en del av en tidigare undersökning och genomgick motion testning (koronal plan bortförande) på hennes dominerande (höger) axel65. Före datainsamlingen lämnade deltagaren skriftligt informerat samtycke. Utredningen godkändes av Henry Ford Health Systems institutionsgranskningsnämnd. Datainsamlingen utfördes med hjälp av det protokoll som tidigare beskrivits (figur 3).

Deltagarens glenohumeral, scapulothoracic och humerothoracic kinematik presenteras i figur 7, figur 8 respektive figur 9. Visuell inspektion av glenohumeral och scapulothoracic kinematik tyder på deltagarens bogsering rörelse var förenligt med vad som allmänt förväntas under koronal plan bortförande66. Specifikt bestod glenohumeral rörelse av höjd och liten yttre rotation, och var i allmänhet i ett plan bakre till scapula (figur 7), medan scapulothoracic rörelse bestod av uppåtgående rotation, bakre lutning och liten inre /yttre rotation (figur 8).

Under rörelseförsöket varierade det minsta subakuma avståndet (dvs. den smalaste bredden på det subakuma utloppet för en viss ram) från 1,8 mm vid 74,0° överarmshöjd (bild 45) till 8,3 mm vid 134,0° överarmshöjd (bild 89) (figur 10A, figur 11A). Det genomsnittliga subakuma avståndet (dvs. den genomsnittliga bredden på det subakuma utloppet inom det angivna mätområdet på 200 mm2 ) tenderade att följa en liknande bana som minsta avståndsmått. Till exempel varierade det genomsnittliga subakuma avståndet från 4,2 mm vid 75,4° övervärderingshöjd (ram 46) till 9,2 mm vid 134,0° överarmshöjd (bildruta 89). Slutligen tenderade det minsta subakuma avståndet att följa en kompletterande bana till ytafigurens mått (figur 10B) så att minimiavståndet tenderade att vara mindre när ytan är större. Att plotta platsen för minsta avstånd på överarmshuvudet tyder på att den plats som ligger närmast acromionen skiftar i sidled över rotatormanschettavtrycket när överarmsvinkeln ökar (figur 11A). Över rörelseförsöket mätte kontaktvägslängden 40,5 mm på överarmshuvudet och 28,8 mm på acromionen.

Under rörelseförsöket varierade det minsta glenohumerala avståndet (dvs. den smalaste bredden på glenohumeralledutrymmet) från 1,0 mm vid 137,9° överarmshöjd (bild 92) till 2,1 mm vid 34,2° humerothoracic höjd (bild 21) (figur 12A, figur 11B). Liksom med de subakuma avstånden tenderade det genomsnittliga glenohumeralavståndet att följa en liknande bana som minsta avståndsmått, och dessa avstånd följde en kompletterande bana med ytytans mått (figur 12B). Till exempel varierade det genomsnittliga glenohumeralavståndet från 1,4 mm vid 137,9° övervärderingshöjd (ram 92) till 2,6 mm vid 23,5° övervärderingshöjd (bildruta 12). Plottning platsen för glenohumeral kontaktcenter i förhållande till glenoid kant konturer tyder på att deltagarens artrokinematics ingår måttliga ytan interaktioner. Specifikt förblev överarmsbenet relativt centrerat i glenoiden i främre/ bakre riktning men skiftade överlägset och sedan underlägset under motionsförsöket (figur 11B). Över rörelseförsöket mätte kontaktvägslängden 30,0 mm på glenoiden och 45,4 mm på överarmshuvudet.

Figure 1
Figur 1: CT-synfältet. Under förvärvet säkerställer CT-teknologen att synfältet inkluderar nyckelbenet (överlägset), de distala humeral epicondyles (inferiorly), hela glenohumeral gemensamma (i sidled) och costovertebral och sternocostal leder (medially). Klicka här för att se en större version av den här figuren.

Figure 2
Figur 2: Schematik för det biplansfilmadiografiska systemet. Röntgensystemen är placerade med en 50° inter-beam vinkel och ett käll-till-bild avstånd (SID) på 183 cm. Deltagarna placeras i biplansvolymen så att deras glenohumeral joint ligger ungefär vid korsningen av röntgenstrålarna. System kallas "grön" och "röd" för att skilja kontrollpanelerna och filnamnen på bilderna. Klicka här för att se en större version av den här figuren.

Figure 3
Figur 3: Biplans radiografiska bilder från ett representativt motiv under bortförandet av koronalt plan. Även om käken visas i bilderna av det gröna systemet, bör man vara noga med att undvika att inkludera huvudet i synfältet för att minimera dosen till detta område. Klicka här för att se en större version av den här figuren.

Figure 4
Figur 4: Definition av anatomiska koordinatsystem. (A) Humeral koordinatsystem definierat genom digitalisering av det geometriska centrumet av överarmshuvudet, mediala epicondyle och laterala epicondyle. B) Scapular koordinatsystem definieras genom digitalisering av mediala ryggraden, sämre vinkel och bakre aspekten av acromioclavicular leden. C) Ribkoordinatsystem som definieras genom digitalisering av den bakre aspekten av kostnadsöversiktenten, den laterala aspekten av revbenet och det laterala bröstbenet i revbensnivå. Klicka här för att se en större version av den här figuren.

Figure 5
Diagram 5: Definition av intresseregioner för närhetsstatistik. A) ROI för överarmshuvudet, som används för att beräkna acromiohumeralt avstånd och glenohumeral gemensamma kontaktmönster, B) acromial och glenoid ROIs, som används för att beräkna acromiohumeral avstånd respektive glenohumeral gemensamma kontaktmönster. Klicka här för att se en större version av den här figuren.

Figure 6
Bild 6: Skärmdumpar av den proprietära marklösa spårningsprogramvaran. Skärmdumpen illustrerar de optimerade lösningarna av överarmsbenet och scapula från ett representativt ämne under koronalplan bortförande. Klicka här för att se en större version av den här figuren.

Figure 7
Figur 7: Glenohumeral kinematik från ett representativt ämne under en enda rättegång av bortförande av koronalt plan. Anm.: Främre position har omvandlats till ett positivt värde. Förkortningar: med. = medial; lat. = lateral; sup. = överlägsen; = underlägsen; ant. = främre; inlägg. = bakre. Klicka här för att se en större version av den här figuren.

Figure 8
Figur 8: Scapulothoracic kinematik från ett representativt ämne under en enda rättegång av bortförande av koronalt plan. Anm.: Främre position har omvandlats till ett positivt värde. Förkortningar: IR = intern rotation; ER = extern rotation; UR = uppåtgående rotation; DR = nedåtriktad rotation; AT = främre lutning; PT = bakre lutning; med. = medial; lat. = lateral; sup. = överlägsen; = underlägsen; ant. = främre; inlägg. = bakre. Klicka här för att se en större version av den här figuren.

Figure 9
Figur 9: Humerothoracic kinematik från ett representativt ämne under en enda rättegång av bortförande av koronalt plan. Anm.: Främre position har omvandlats till ett positivt värde. Förkortningar: med. = medial; lat. = lateral; sup. = överlägsen; = underlägsen; ant. = främre; inlägg. = bakre. Klicka här för att se en större version av den här figuren.

Figure 10
Figur 10: Bedömning av det subakuma utrymmet under en rättegång av bortförande av koronalt plan i ett representativt ämne. Minimiavståndet beräknas som det minsta avståndet mellan centroiderna i den närmaste granntriangeln mellan överarmshuvudet och acromial ROIs. Det genomsnittliga avståndet representerar det områdesvägda medelvärdet av minimiavståndet, beräknat över trianglar i det överliggande huvudet ROI som har det minsta gapet till sin närmaste granne på acromial ROI. B) Ytan på det överarmshuvudets ROI som ligger inom 10 mm från den acromiala avkastningen visas över ramar tillsammans med motsvarande överarmshöjdsvinklar. Förkortning: HT = humerothoracic. Klicka här för att se en större version av den här figuren.

Figure 11
Figur 11: Närhetsmappning. (A) subakromt utrymme, B) glenohumeral gemensamt utrymme. Den subakuma närheten kartläggs på det överarmsmässiga huvudet ROI med hjälp av minimiavståndsmåttet för den dataram där minimiavståndet var minst (dvs. bildruta #45). Kontaktbanan (svart) representerar den minsta avståndsbanan mellan bildrutorna #1-45. Den glenohumerala ledens närhet kartläggs med hjälp av det viktade genomsnittliga kontaktcentret för den dataram där det gemensamma utrymmet var minst (dvs. ram #92). Kontaktbanan (svart) representerar centroidbanan mellan bildrutorna #1-92. Klicka här för att se en större version av den här figuren.

Figure 12
Figur 12: Bedömning av det glenohumerala gemensamma utrymmet under en rättegång av bortförande av koronalt plan i ett representativt ämne. Minimiavståndet beräknas som det minsta avståndet mellan centroiderna i den närmaste granntriangeln mellan glenoid- och humeralhuvudets ROIs. Det genomsnittliga avståndet representerar det områdesvägda medelvärdet av minimiavståndet, beräknat över trianglar i glenoid-ROI som har det minsta gapet till sin närmaste granne på det överliggande huvudet ROI. B) Ytan på glenoid-ROI som ligger inom 10 mm från det överblivets ROI visas över ramar tillsammans med motsvarande överarmshöjdsvinklar. Förkortning: HT = humerothoracic. Klicka här för att se en större version av den här figuren.

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Discussion

Tekniken som beskrivs här övervinner flera nackdelar i samband med konventionella tekniker för bedömning av axelrörelse (dvs. kadaveriska simuleringar, 2D-avbildning, statisk 3D-avbildning, videobaserade motion capture-system, bärbara sensorer etc.) genom att tillhandahålla exakta mått på 3D-ledrörelse under dynamiska aktiviteter. Noggrannheten i protokollet som beskrivs häri fastställdes för glenohumeral gemensamma mot guldstandarden för radiostereometric analys (RSA) att vara ±0,5° och ±0,4 mm67,68. Liknande protokoll har utvecklats för andra leder såsom knä69, ryggrad70 och fot/fotled71. Viktigt, utan ett system som är tillräckligt exakt, kan den provstorlek som krävs för att upptäcka statistiskt signifikanta och kliniskt potentiella meningsfulla skillnader i gemensam rörelse vara oöverkomlig. Dessutom ger denna noggrannhetsnivå möjlighet att beskriva potentiellt viktiga utfallsmått som gemensamma positioner och/eller översättningar62,72, artrokinematik72,73,74,75, subakuma avstånd61,72,75 och momentana rörelseaxlar76 . I slutändan är noggrann mätning av in vivo gemensamma rörelse avgörande för att ge en mekanistisk förståelse av axel funktion under normala och patologiskt villkor, och för att bedöma effekterna av icke-kirurgiska och kirurgiska kliniska ingrepp.

Noggrannheten som erbjuds genom att kvantifiera axelkinematik med hjälp av biplans videoradiografi kommer med många utmaningar och begränsningar. Den primära begränsningen som är associerad med denna teknik är strålningsexponeringen för deltagaren till följd av datortomografi och biplansröntgen. Följaktligen är antalet rörelseförsök som kan förvärvas eller uppföljningssessioner över tid begränsat. Den effektiva dosen som motsvarar protokollet som beskrivs här är cirka 10,5 mSv, med majoriteten (cirka 10 mSv) som kommer från CT-skanningen, vilket inkluderar avbildning av den distala överarmsbenet så att epicondyles kan användas för att konstruera det övergivande anatomiska koordinatsystemet64. För sammanhanget motsvarar denna dos cirka 3 års exponering för naturliga bakgrundskällor för strålning. De senaste rekommendationerna från Strålskydds- och strålskyddsrådet tyder på att denna dos kan klassificeras som "mindre" förutsatt att den enskilde eller samhället är måttligt förväntad. Det är därför absolut nödvändigt att rörelseanalys med hjälp av biplansfilmadiografi används i en väl utformad studie baserad på en solid vetenskaplig premiss som kan ha en betydande inverkan på folkhälsan.

Att minska dosen i samband med biplans videoradiografi är avgörande för att underlätta en bredare användning av denna teknik i forskning och kliniska miljöer. Lyckligtvis kan de senaste framstegen inom CT och MR imaging avsevärt minska dosen till deltagaren. Till exempel, humeral och scapular ben modeller härledda med MRI78,79 eller lägre dos CT80 har visat sig ha acceptabel noggrannhet för många forskningstillämpningar. Dessutom kommer omdefiniering av överarmskoordinatsystemet på ett sätt som inte kräver humeral epicondyles81 att minska dosen genom att minska CT-bildvolymen. Noggrann övning av rörelseförsök innan du får några bilder är också avgörande för att säkerställa att varje insamlad studie har värde och inte i onödan ökar deltagarens totala dos. I slutändan är det viktigt att noggrant överväga dessa faktorer, och många andra, när man ansvarsfullt använder biplans videoradiografi för att kvantifiera 3D-kinematik hos mänskliga forskningsdeltagare.

Deltagarens kroppsvana och skillnader i vävnadstäthet (och därmed bildljus) mellan den centrala bålen och den laterala aspekten av axeln innebär ytterligare utmaningar vid kvantifiering av axelrörelser med hjälp av biplans videoradiografi. I synnerhet är tydlig visualisering av scapula och revben ofta utmanande med hjälp av den radiografiteknik som beskrivs i detta protokoll (dvs. ~ 70 kVp, 320 mA, 2 ms pulsad exponering) hos individer med hög BMI (>30 kg / m2) och kvinnor med stor eller tät bröstvävnad. Kinematisk spårningsnoggrannhet försämras sannolikt utan tydlig visualisering av benkanter. Följaktligen kan noggrant urval av deltagare genom att begränsa BMI förbättra många av dessa utmanande bildframställning överväganden. "washout" av den laterala acromionen vid lägre vinklar av humeral höjd är dock vanligt även hos deltagare i friska kroppsvanor (figur 2A, grönt system vid ram 1). Detta beror på att det finns lite vävnad (och därmed densitet) runt acromionen när överarmsbenet är i lägre höjdvinklar, och synligheten i denna region medges för att visualisera scapula och revben. Men när överarmsbenet höjer och huvuddelen av axeln projiceras på sig själv (vilket ökar radiografi densiteten), blir acromionen väl visualiserad. Därför garanterar den optimala radiografitekniken för en rörelseförsök inte nödvändigtvis visualisering av alla ben hela tiden, men möjliggör en tydlig visualisering av tillräckligt benig anatomi för att utföra markörlös spårning.

En annan utmaning när man använder biplans videoradiografi är den relativt lilla 3D-avbildningsvolymen, som huvudsakligen definieras av bildreceptorns storlek, orienteringen av de två bildsystemen och SID. Även om begränsningen av 3D-avbildningsvolymen hjälper till att kontrollera stråldosen (dvs. genom kollimation), kan en liten bildvolym begränsa det intervall över vilket ledrörelse kan förvärvas och/eller vilka typer av uppgifter som bedöms. Till exempel kan uppgifter som kräver trunkrörelse (t.ex. kast) vara inkompatibla med biplansfilmadiografi rörelseanalys eftersom deltagaren sannolikt kommer att flytta utanför 3D-bildvolymen när du utför uppgiften. Patientens rörelse utanför bildvolymen är vanlig även i enklare uppgifter som att höja armen, särskilt hos individer vars överarmshöjdsintervall är signifikant nedsatt (t.ex. på grund av massiva rotatormanschetttårar, självhäftande kapsulit, OA), eftersom dessa individer ofta kompenserar genom att luta sig mot den kontralaterala sidan. Följaktligen är noggrann positionering av deltagaren inom bildvolymen och verbala signaler för att undvika lutning avgörande steg i datainsamlingsprocessen (avsnitt 2.4).

Den lilla 3D-bildvolymen begränsar också visualiseringen av andra segment som kan vara av intresse. Till exempel är spårning av torso nödvändig för att kvantifiera scapulothoracic och humerothoracic kinematik. Protokollet som beskrivs i den här artikeln tar itu med denna utmaning genom att spåra det tredje och fjärde revbenet. Andra utredare har dock spårat bålen med hjälp av ett externt ytbaserat spårningssystem synkroniserat med det radiografiska systemet49,50,62. Var och en av dessa metoder har unika begränsningar. Till exempel kräver spårning av revbenen god visualisering av den centrala torso, vilket är utmanande hos individer med större kroppsvanor utan att tvätta ut sidoaxeln, som tidigare beskrivits. Dessutom kan det vara svårt att spåra revbenen med en mindre bildförstärkare (dvs. mindre än 40 cm). Däremot introducerar spårning av torsorörelser med hjälp av ytsensorer hudrörelseartefakt. Oavsett vilken metod som används är den begränsade 3D-avbildningsvolymen fortfarande en utmaning när man kvantifierar axelkinematik med hjälp av biplans videoradiografi.

Sammanfattningsvis möjliggör biplane videoradiography mycket exakt kvantifiering av axelkinematik. Variationer i protokollet som beskrivs häri har använts för ett flertal studier inom labbet58,59,72,73,82, med varje protokollvariation noggrant konstruerad baserat på de specifika forskningsmålen för att minimera dosen, maximera bildkvaliteten och maximera segmentets synlighet. I slutändan är noggrann mätning av in vivo gemensamma rörelse viktigt för att ge en mekanistisk förståelse av axel funktion under normala och patologiskt villkor, och för att bedöma effekterna av icke-kirurgiska och kirurgiska kliniska ingrepp.

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Disclosures

Författarna har inga intressekonflikter.

Acknowledgments

Forskning som rapporterades i denna publikation stöddes av National Institute of Arthritis and Musculoskeletal and Skin Diseases under tilldelningsnummer R01AR051912. Innehållet är endast författarnas ansvar och representerar inte nödvändigtvis de officiella åsikterna från 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 nummer 169 biplane videoradiography kinematik axel glenohumeral scapulothoracic humerothoracic acromiohumeral avstånd kontaktcenter markörlös spårning
Mätning av 3D In-vivo Shoulder Kinemas med biplanar 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