Cómo identificar la cresta ilíaca

Cresta Iliaca

Métodos para identificar las espinas ilíacas anterosuperior (ASIS) y las espinas ilíacas posteriores superiores (PSIS). La primera curvatura principal definió automáticamente la cresta ilíaca y el borde superior de la articulación sacroilíaca. El ASIS se identificó como un punto seleccionado por el usuario en la intersección anterior entre los bordes medial y lateral de la cresta ilíaca (flecha, panel izquierdo). El PSIS se identificó como un punto seleccionado por el usuario en la intersección posterior del borde superior de la articulación sacroilíaca y el borde medial de la cresta ilíaca (flecha, panel derecho).

El daño condrolabral en las caderas con choque femoroacetabular (FAI) puede ser el resultado de un conflicto de movimiento debido a la sobrecobertura acetabular, la asfericidad de la cabeza femoral o ambas. Se utilizan tres exámenes físicos para evaluar a los pacientes FAI: (1) perfil rotacional interno / externo, (2) examen de choque y (3) prueba de flexión-abducción-rotación externa (FABER). 1 Estos exámenes clínicos colocan a la cadera en los límites del movimiento para iniciar el choque. El rango de movimiento durante los exámenes se cuantifica con un goniómetro o se estima visualmente. Sin embargo, sin mediciones precisas de la cinemática de la cadera para los movimientos que se cree que inducen el choque, se desconoce cómo, exactamente, la anatomía alterada en pacientes con FAI causa conflicto de movimiento. Una metodología más precisa para medir y visualizar la cinemática de la cadera en un entorno de investigación podría confirmar o refutar el mecanismo hipotético de choque y proporcionar datos que podrían mejorar el diagnóstico y el tratamiento de FAI. Los investigadores han empleado el análisis de movimiento de marcador de piel, 2-4 simulaciones por computadora, 5-8 CT dinámico 9 y fluoroscopía de plano único 10 en el estudio de FAI. Sin embargo, el análisis de movimiento del marcador de piel asume centros y ejes conjuntos, y los marcadores están sujetos a artefactos de movimiento importantes. Las simulaciones de computadora asumen la cinemática y descuidan las restricciones masivas de tejido blando. La TC dinámica muestra un desenfoque de movimiento y la fluoroscopia de plano único tiene una precisión fuera de plano pobre. La radiografía dual y el software de seguimiento basado en modelos podrían cuantificar con precisión la cinemática de la cadera sin las limitaciones de las técnicas antes mencionadas. 11 Sin embargo, las aplicaciones previas de radiografía dual a la cadera nativa han investigado movimientos que ocurren principalmente en el plano sagital (caminar, levantarse de una silla). 12,13 Cuantificar el movimiento durante los exámenes clínicos que incorporan la rotación de la cadera y ab / aducción en rangos extremos de movimiento puede ser más aplicable al estudio de FAI. Los objetivos de este estudio fueron (1) cuantificar la precisión y (2) demostrar la viabilidad de usar la fluoroscopia dual para medir la cinemática de la cadera in vivo durante los exámenes clínicos utilizados en la evaluación de FAI. Se desarrolló un DFS personalizado (Radiological Imaging Services, Hamburgo, PA), que consistía en dos emisores de rayos X (Housing B-100 / Tube A-142, Varian, Salt Lake City, UT) y dos intensificadores de imagen de 12 pulgadas ( T12964-P / S, Dunlee Inc., Aurora, IL), cada una montada en una base dedicada. El DFS se colocó alrededor de una mesa radiotransparente para visualizar las caderas en posición supina (Figura 1). La configuración de fluoroscopia se determinó en pruebas cadavéricas preliminares. La configuración permitió al médico y al sujeto completar el examen sin contacto con el sistema, y ​​minimizó la superposición de hueso y tejido blando en las imágenes durante los tres exámenes. Las distancias de la fuente a II de los fluoroscopios 1 y 2 fueron de 1100 y 1145 mm, respectivamente. El ángulo interbeam fue de 46 ° y el volumen de imagen aproximado fue de 8500 cm 3 (suficiente para capturar el fémur proximal y la mayoría de las hemipelvis de interés, Figura 2). Todas las imágenes de este estudio se adquirieron durante la fluoroscopia continua utilizando cámaras digitales de alta velocidad (Phantom Miro 3, Vision Research, Wayne, NJ) a 100 Hz con una resolución de 608 × 600 y una exposición de cámara de 3000 μs. Las imágenes de una grilla de cuentas de acero corrigieron la distorsión. 14 Se utilizó un marco de calibración acrílico que aloja 36 cuentas de acero (3 mm de diámetro, separación de 6,35 cm, incertidumbre de 0,0036 mm) para definir la posición y la orientación del DFS en un sistema de coordenadas de laboratorio. Este estudio representó el primer uso del sistema dual de fluoroscopia descrito. Por lo tanto, se realizó una prueba simple para cuantificar la precisión del análisis dinámico radiostereométrico (DRSA) en condiciones óptimas. Se obtuvieron imágenes de una placa acrílica con cuentas de acero espaciadas 30 mm (2 mm de diámetro, incertidumbre de posición 0.0013 mm) durante el movimiento aleatorio. Se calcularon 15 posiciones tridimensionales de las cuentas en coordenadas de laboratorio utilizando la teoría de la transformación lineal directa. 15 Se compararon las distancias intercentroides de cordón con distancias conocidas para cuantificar la precisión. El sesgo y la precisión se definieron por el promedio y la desviación estándar de las diferencias para 400 fotogramas, respectivamente. Se adquirieron dos especímenes cadavéricos de la pelvis y el dedo del pie (Especimen 1: masculino, 57 años, 170 cm, 70 kg, IMC 24.2; Muestra 2: mujer, 59 años, 168 cm, 50 kg, IMC 17.7). Cuentas de acero (2 mm de diámetro) se implantaron en la hemipelvis izquierda y el fémur con un enfoque mínimamente invasivo preservando todo el tejido blando (Figura 2). Al menos cinco cuentas fueron implantadas en cada hueso. Las ubicaciones de los cordones se eligieron para minimizar la alteración de los tejidos blandos. Las incisiones se cerraron con sutura. Se adquirieron imágenes de TC de toda la pelvis, fémures proximales y rodillas con un escáner Siemens Somatom CT (espesor de corte de 0,7 mm, muestra 1 / muestra 2: 405/424 mm FOV, matriz 512 × 512). Los datos se muestrearon en una resolución de 3 × para reducir el artefacto de la escalera. 16 huesos se segmentaron semiautomáticamente usando Amira (5.4.1, Visage Imaging, San Diego, CA). Los píxeles que representan las perlas implantadas se segmentaron automáticamente y se ajustaron a una esfera para definir los centroides de las perlas en las coordenadas de TC. La pelvis se aseguró a la mesa radiotransparente con tiras de velcro. Se adquirió un video de fluoroscopia para el examen de choque (Video suplementario 1, consulte el apéndice, al final de este artículo, para acceder a la web de los videos y para los pies de foto que los describen), prueba FABER y supino de piernas rectas int / externo perfil rotacional. Se recolectaron tres ensayos por examen. Se obtuvieron imágenes de la muestra 1 a 83 kVp / 3.1 mA (fluoro 1) y 85 kVp / 3.2 mA (fluoro 2). Se obtuvieron imágenes de la muestra 2 a 73 kVp / 2.9 mA (fluoro 1) y 74 kVp / 2.5 mA (fluoro 2). El número total de cuadros para cada examen fue de 331 ± 60.7 (promedio ± DE). Utilizando reconstrucciones óseas en 3D a partir de los datos de TC, se generó un par de radiografías reconstruidas digitalmente utilizando un software de seguimiento basado en modelos. 11 Se asignaron intensidades de hueso circundante a los píxeles de TC que representan las perlas y el artefacto de metal asociado (que estaba confinado a la región inmediata del cordón). La posición y la orientación de los huesos se calcularon optimizando el acuerdo entre las dos radiografías digitalmente reconstruidas y las imágenes del fluoroscopio. 11 Conociendo la posición de cada hueso y la ubicación relativa de cada centroide del talón, se calcularon las coordenadas cartesianas de cada centroide del talón en las coordenadas de laboratorio para cada cuadro de video. Una PC personalizada con cuatro GPU (Tesla C1060, Nvidia, Santa Clara, CA) completó la optimización para cada cuadro en 0.1-1.0 s. El análisis radiostereométrico dinámico de las perlas implantadas sirvió como estándar de referencia. Había unos cuadros en cada examen para los cuales las cinco cuentas no eran claramente visibles. Por lo tanto, las tres cuentas más visibles en cada hueso para cada prueba fueron rastreados. Las desviaciones estándar de las distancias interpareas definieron la precisión in vitro de DRSA. Los resultados de precisión se promediaron en los ensayos. Para la comparación con el seguimiento basado en modelos, las coordenadas de las perlas relativas al sistema de laboratorio se suavizaron con un filtro Butterworth de paso bajo de cuarto orden con una frecuencia de corte de 6 Hz. 17 Se compararon el seguimiento basado en modelos y las ubicaciones de perlas DRSA filtradas para cada prueba. Se calcularon el sesgo y la precisión de la distancia euclidiana entre las ubicaciones del cordón y la distancia a lo largo de cada uno de los ejes del laboratorio. Los resultados se promediaron entre los ensayos y las muestras. Los sistemas de coordenadas anatómicas para la pelvis y el fémur se definieron de acuerdo con Wu et al. 18 puntos de referencia Bony se seleccionaron de forma automática o semiautomática utilizando PreView y PostView (Musculoskeletal Research Laboratories, Universidad de Utah, Salt Lake City, UT). Específicamente, la curvatura principal definió automáticamente la superficie semilunar del acetábulo, la cresta ilíaca y el borde superior de la articulación sacroilíaca en la pelvis y la cabeza femoral, la superficie articular de los cóndilos femorales y las crestas en los epicóndilos femorales medial y lateral. Los centros de la articulación pélvica y femoral (PJC CT, FJC CT) se calcularon como el centro de la esfera de mejor ajuste de la superficie semilunar del acetábulo y la cabeza femoral, respectivamente (Figura 3). Para el eje medial-lateral del fémur y el punto medio de la rodilla, se ajustó un plano a las crestas del epicóndilo medial y lateral para aislar la región posterior de los cóndilos, que luego se ajustó automáticamente a un cilindro (Figura 4). El centro del cilindro definió el punto medio de la rodilla. La espina ilíaca posterior superior (PSIS) se definió como la intersección posterior del borde superior de la articulación sacroilíaca y el borde medial de la cresta ilíaca (Figura 5). La espina ilíaca anterosuperior (ASIS) se definió como la intersección anterior entre los bordes medial y lateral de la cresta ilíaca (Figura 5). Si bien cada uno de estos bordes se definió automáticamente por curvatura, había una pequeña región de nodos en sus intersecciones, de los cuales el usuario seleccionó un solo nodo para representar el punto de referencia. Como el proceso no fue totalmente automático, se completó un estudio de repetibilidad para ASIS y PSIS. Específicamente, tres observadores seleccionaron los puntos de referencia tres veces para calcular la precisión inter e intraobservador siguiendo la definición utilizada por Victor et al. 19 La posición promedio de cada punto de referencia en los nueve ensayos de selección se utilizó en análisis posteriores.