Assessment of the 3-d reconstruction and high-resolution geometrical modeling of the human skeletal trunk from 2-d radiographic images

Abstract

This paper presents an in vivo validation of a method for the three-dimensional (3-D) high-resolution modeling of the human spine, rib cage, and pelvis for the study of spinal deformities. The method uses an adaptation of a standard close-range photogrammetry method called direct linear transformation to reconstruct the 3-D coordinates of anatomical landmarks from three radiographic images of the subject's trunk. It then deforms in 3-D 1-mm-resolution anatomical primitives (reference bones) obtained by serial computed tomography-scan reconstruction of a dry specimen. The free-form deformation is calculated using dual kriging equations. In vivo validation of this method on 40 scoliotic vertebrae gives an overall accuracy of 3.3 +/- 3.8 mm, making it an adequate tool for clinical studies and mechanical analysis purposes.

Pedicle growth asymmetry as a cause of adolescent idiopathic scoliosis: a biomechanical study

“…The original model is summarized here as well as the modifications added to it. Personalized finite element model of the spine A personalized FE model of the spine was obtained using a multiview radiograph technique [1,5,28] of a nonpathological female subject (Fig. 1).…”

A physically based trunk soft tissue modeling for scoliosis surgery planning systems

“…A detailed surface mesh of the patient's skeletal structures is then obtained by fitting a high-resolution atlas of 3D generic bone structures to the personalized data of the patient using dual kriging. The atlas was created using computed tomography scans of a dry cadaveric specimen and the accuracy of the resulting geometrical model was evaluated at 3.5±4.1 mm [82]. The external trunk surface is then closed and registered with the bone structure data, and a tetrahedral mesh of the whole trunk is thereafter generated using Tetgen [83], a public domain tetrahedral mesh generator based on Shewchuk's Delaunay refinement algorithm [84].…”

Évaluation tridimensionnelle et optimisation du traitement orthopédique de la scoliose idiopathique adolescente

“…Quoi qu'il en soit, ces études ne présentent pas la localisation des forces à l'interface orthèse-peau, ni la variation de ces forces en fonction de la position ou de l'activité des patients ; or, ces aspects sont indispensables si l'on veut comprendre la biomécanique de l'orthèse. prise de radiographies calibrées permettant de donner une reconstruction géométrique 3D des patients avec une erreur de 2,1 ± 1,5 mm [3]. Des repères anatomiques (6 à 20 sur chaque vertèbre, 11 le long de la ligne médiane de chaque côte, une vingtaine sur le bassin et 4 pour le sternum) sont identifiés sur ces différentes vues et un algorithme de reconstruction est utilisé afin de reconstruire en 3D la position de ces repères sur l'ossature du patient [3].…”

“…prise de radiographies calibrées permettant de donner une reconstruction géométrique 3D des patients avec une erreur de 2,1 ± 1,5 mm [3]. Des repères anatomiques (6 à 20 sur chaque vertèbre, 11 le long de la ligne médiane de chaque côte, une vingtaine sur le bassin et 4 pour le sternum) sont identifiés sur ces différentes vues et un algorithme de reconstruction est utilisé afin de reconstruire en 3D la position de ces repères sur l'ossature du patient [3]. Afin d'obtenir une représentation visuelle plus révélatrice pour le clinicien, un modèle géométrique détaillé est calculé par l'ajout de primitives anatomiques détaillées (12 000 à 20 000 polygones par vertèbre ; 10 000 pour le bassin, et 500 par côte) déformées par krigeage dual (méthode de modélisation géométrique de déformation en forme libre) sur les repères reconstruits (Figure 1) [3,4].…”

“…Des repères anatomiques (6 à 20 sur chaque vertèbre, 11 le long de la ligne médiane de chaque côte, une vingtaine sur le bassin et 4 pour le sternum) sont identifiés sur ces différentes vues et un algorithme de reconstruction est utilisé afin de reconstruire en 3D la position de ces repères sur l'ossature du patient [3]. Afin d'obtenir une représentation visuelle plus révélatrice pour le clinicien, un modèle géométrique détaillé est calculé par l'ajout de primitives anatomiques détaillées (12 000 à 20 000 polygones par vertèbre ; 10 000 pour le bassin, et 500 par côte) déformées par krigeage dual (méthode de modélisation géométrique de déformation en forme libre) sur les repères reconstruits (Figure 1) [3,4]. L'évaluation des déformations scoliotiques est faite au moyen d'outils informatiques permettant le calcul de différents indices 2D et 3D (angles de Cobb thoracique et lombaire, rotations vertébrales axiale, sagittale et frontale, angulation frontale et sagittale des côtes, gibbosité et rayon de courbure postérieur des côtes) mesurables avec une faible variabilité [5].…”