Summary
Patientspecifika modeller förbättrar kirurgen och medmänniskornas förtroende när de utvecklar eller lär sig kirurgiska planer. Tredimensionella (3D) skrivare genererar tillräcklig detalj för kirurgiska beredning, men misslyckas med att replikera vävnad haptisk trohet. Ett protokoll presenteras som beskriver skapandet av patientspecifika, silikon hjärtmodeller, som kombinerar 3D-utskriftsprecision med simulerad silikonvävnad.
Abstract
Tredimensionella modeller kan vara ett värdefullt verktyg för kirurger när de utvecklar kirurgiska planer och medicinska kamrater när de lär sig om komplexa fall. I synnerhet kan 3D-modeller spela en viktig roll inom kardiologiområdet, där komplexa medfödda hjärtsjukdomar förekommer. Medan många 3D-skrivare kan tillhandahålla anatomiskt korrekta och detaljerade modeller, kan befintliga 3D-utskriftsmaterial inte replikera myokardvävnadsegenskaper och kan vara extremt kostsamma. Detta protokoll syftar till att utveckla en process för att skapa patientspecifika modeller av komplexa medfödda hjärtfel med hjälp av ett billigt silikon som närmare matchar hjärtmuskelegenskaper. Med förbättrad modell trohet, faktiska kirurgiska förfarande utbildning kan uppstå före förfarandet. Framgångsrikt skapande av hjärtmodeller börjar med segmentering av radiologiska bilder för att generera en virtuell blodpool (blod som fyller hjärtats kammare) och hjärtmuskelform. Blodpoolen och myokardformen är 3D-printade i akryllonitril butadien styren (ABS), en plast som kan lösas upp i aceton. Formen monteras runt blodpoolen, vilket skapar ett negativt utrymme som simulerar myokardiet. Silikon med en strandhårdhet på 2A hälls i det negativa utrymmet och får bota. Myokardformen avlägsnas och den återstående silikon/blodpoolsmodellen är nedsänkt i aceton. Den beskrivna processen resulterar i en fysisk modell där alla hjärtfunktioner, inklusive intra-hjärt defekter, representeras med mer realistiska vävnadsegenskaper och är närmare approximerade än en direkt 3D-utskriftsmetod. Framgångsrika kirurgiska korrigering av en modell med en Ventrikulärt septal defekt (VSD) med hjälp av en GORE-TEX patch (standard kirurgiskt ingrepp för defekt) visar nyttan av metoden.
Introduction
Nästan 1 av 100 barn i USA föds med medfödda hjärtfel (CHD). På grund av benägenheten hos mödrar med chds att få barn med CHDs, finns det en förväntan att andelen kan mer än fördubblas under de kommande sju generationerna1. Även om inte varje chd anses vara komplex eller allvarlig, indikerar den allmänna tillväxtförväntningen att det finns motivation att förbättra tekniken och förfarandena som kan ta itu med chd-behandling. När tekniken förbättras uttrycker hjärtkirurger ofta en vilja att ta itu med mer komplexa procedurer. Denna vilja har lett till ett ökat antal komplexa hjärtprocedurer, vilket driver behovet av mer avancerade tekniker för kirurgisk planering och utbildning. Detta lämnar i sin tur hjärtkirurger i behov av mycket exakta, patientspecifika modeller och hjärtkirurgiska kamrater i behov av mycket effektiva träningsmetoder.
Medfödd hjärt kirurgi är en av de mest tekniskt krävande kirurgiska discipliner på grund av att den lilla storleken på patienterna, komplexiteten i hjärt avvikelser och sällsynthet vissa avvikelser2. I de mest extrema fallen kan ett barn födas med en enda ventrikel. Det är inte ovanligt att kirurgen tar ett kärl 2,0 mm i diameter och lappar det med fast perikardium för att skapa ett 1,0 cm kärl som gör det möjligt för en nyfödd att växa i detta livräddande förfarande - allt medan under klockan, eftersom den nyfödda är i fullständig cirkulationsgripande. Mellan det normala fyrakammarhjärtat och dessa extrema exempel finns otaliga möjligheter till kammarens storlek och ventilpositioner som utgör mycket komplexa 3D-pussel. Det medfödda hjärtteamets roll är att tydligt avgränsa den unika anatomin och utveckla en plan för att omkonfigurera den organiska vävnaden till ett funktionellt hjärta som gör det möjligt för ett barn att växa med bästa chans till ett normalt liv. Exakta modeller möjliggör avsiktlig kirurgisk praxis och upprepning i en miljö där fel kan förlåtas och inte resulterar i patientskada3,4. Denna utbildning leder till utveckling av förbättrad kirurgisk expertis samt tekniska och bedömningsfärdigheter. Begränsade resurser och sällsyntheten hos vissa hjärtförhållanden kan dock göra det nästan omöjligt att uppnå önskad nivå av upprepning och visualisering. För att hjälpa till att ta hänsyn till denna resursbrist har användningen av simuleringar för utbildning2,3 ökat. Vanliga simulerings- eller modelleringstekniker inkluderar mänskliga kadaver, djurvävnader, virtual reality-modeller (VR) och 3D-utskrivna modeller.
Cadaveric vävnad har historiskt betraktats som guldstandarden för kirurgisk simulering, med djurvävnad en nära sekund. Kadaver och djurvävnader kan producera simuleringar med hög återgivning eftersom de innehåller den anatomiska strukturen av intresse, alla omgivande vävnader, och möjliggör perfusionstekniker för att simulera blodflödet4. Trots fördelarna med vävnadsmodeller finns det nackdelar. Balsamerade vävnadsupplevelser minskade mekanisk överensstämmelse, vilket gör vissa operationer orealistiska och svåra att utföra. Vävnader kräver konstant underhåll, specifika anläggningar, är inte återanvändbara2, kan vara kostsamma att få3 och har historiskt varit föremål för etiska problem. Mest signifikant är medfödda hjärtförhållanden helt enkelt inte tillgängliga i kadaveriska prover.
VR- och 3D-printade modeller5,6,7,8,9,10 ger ett annat alternativ för hjärtutbildning, simulering och modellering för att hjälpa till att skapa preoperativa planer. Dessa modeller minskar tvetydighet i samband med en användares varierade visuo-rumsliga förmåga att interpolera 2D-bilder som en 3D-struktur10,11. Den virtuella miljön kan innehålla kirurgiska verktyg som kan manipuleras och interagera med modeller, så att kirurger och stipendiater kan utveckla hand-öga-samordning, finmotorik och förtrogenhet med vissa procedurer4. Nuvarande populära 3D-utskriftsteknik, inklusive smält depositionsmodellering (FDM), stereolitografi (SLA), selektiv laser sintring (SLS) och polyjet har visat sig producera modeller med submillimeter precision13. Både VR- och 3D-printade modeller är återanvändbara och kan vara extremt detaljerade; modeller kan till och med genereras från patientens radiologic imaging data, vilket resulterar i repliker av patientens anatomi. Trots de många fördelarna med en VR- eller 3D-printad modell, faller de kort när kostnaden och haptiska trohetskraven för medfödd hjärtkirurgi beaktas. Installationen av en VR-miljö har en hög kostnad, och VR-miljöer kan inte ge verklig haptisk feedback. Medan haptisk trohetsteknik förbättras, hämmar det nuvarande gapet en elevs förmåga att bekanta sig med de finmotoriska färdigheter som krävs för att utföra procedurer4. På samma sätt kan kostnaden för 3D-utskrift vara ganska hög, beroende på vilken typ av 3D-utskriftsteknik som används, eftersom priset för skrivarköp och utskriftsmaterial måste beaktas11,14. En enda hjärtmodell med hög återgivning med realistisk haptisk feedback kan produceras med en avancerad skrivare men kostar hundratals dollar enbart i material med ett skrivarköpspris över 100 000 USD15. En hjärtmodell som produceras med hjälp av en glödtråd med en strandhårdhet på 26-28 A befanns kosta cirka 220 USD per modell16. Alternativt finns det många billiga 3D-skrivare och tekniker som har ett inköpspris för skrivare på mindre än 5 000 USD. Genomsnittliga materialpriser för en hjärtmodell som genereras på en billig FDM-skrivare befanns vara cirka 3,80 USD med hjälp av ett material med en strandhårdhet på 82 A och 35 USD med hjälp av ett material med en strandhårdhet på 95 A15,16. Även om dessa maskiner erbjuder en billig lösning, kommer den på bekostnad av haptisk trohet.
Medan VR- och 3D-utskrifter kan möjliggöra detaljerad visuell och konceptuell utvärdering av ett hjärtfel, är det höga priset i samband med att producera en modell för praktisk kirurgisk simulering ofta en betydande barriär. En lösning är användningen av silikon för att skapa en fysiskt och texturmässigt exakt hjärtmodell. Patientspecifika silikonmodeller kan underlätta en djupare förståelse av unik anatomi genom att låta kirurger se, känna och till och med öva ett förfarande samtidigt som de upplever realistisk haptisk feedback i en miljö som innebär minimal risk för en patient och inte har några konsekvenser om proceduren misslyckas9. Silikongjutning har visat sig vara en effektiv metod för att modellera mänsklig anatomi som producerar modeller med fysiska egenskaper som är betydligt närmare verklig vävnad än modeller som genereras från billig 3D-utskrift17. Scanlan et al., jämförde egenskaperna hos billiga 3D-printade till silikongjutna hjärtklaffar för att utvärdera likheten med riktig vävnad; Studien fann att även om silikonventilernas fysiska egenskaper inte var en exakt kopia av verklig vävnad, var egenskaperna mycket överlägsna de 3D-tryckta ventilerna17. Det 3D-utskriftsmaterial som används i studien är bland de mjukaste materialen som finns tillgängliga för billiga 3D-skrivare och har en strandhårdhet mellan 26 och 28 A18. Platinahärdningssilikonet som rekommenderas för användning i protokollet nedan har en strandhårdhet på 2 A som ligger mycket närmare hjärtvävnadens strandhårdhet, 43 på 00-skalan eller cirka 0 A19,20. Denna skillnad är betydande eftersom silikonmodellerna möjliggör finmotorisk färdighetsträning med hög återgivning som de direkt 3D-tryckta materialen inte uppnår. Den totala materialkostnaden för den modell som föreslås i detta protokoll är mindre än 10 USD. De föreslagna silikonmodellerna kombinerar de mjukvävnadsegenskaper som krävs för realistisk haptisk feedback med mångsidigheten och precisionen hos billiga 3D-printade modeller.
Medan fördelarna med silikon kan tyckas göra det till det självklara valet för modellskapande, har användningen av silikon begränsats av anatomin som kan gjutas. Nyblandat silikon är en vätska som kräver en form för att hålla den i önskad form när den härdar. Historiskt sett kunde silikon hjärtformar bara innehålla detaljer om modellens yttre yta. Intra-hjärt detaljer, inklusive hela blod pool regionen, skulle fyllas med silikon och förloras. Tidigare studier har uppnått silikonmodeller av specifika områden av intresse inom hjärtat (t.ex. aortarot21) eller har använt en extrapolatorisk metod för att simulera myokardvävnad22. Detta protokoll är nytt eftersom det syftar till att kombinera användningen av silikonmaterial med högupplöst anatomisk, fullständig myokardsimulering - särskilt undvika någon metod för extrapolering. Såvitt vi vet har inget beskrivande manuskript tillhandahållit en metod som kombinerar dessa aspekter. Metoden som beskrivs i detta protokoll introducerar en teknik för att uppnå en patient-specifika hjärt modell med intra-hjärt anatomiska replikering korrekt nog för kirurgisk preoperative praxis. Metoden innebär att man skapar en myokardform för att hålla silikonet i rätt form när det härdar och en inre form för att bevara modellens inre, intra-hjärtdetaljer och förhindra att silikonet fyller hjärtats blodpoolsregion. Den inre formen måste sedan lösas bort och lämna en hel silikon hjärtmodell med patientspecifik anatomi på de yttre och inre ytorna. Utan det föreslagna protokollet för hjärt modell skapande häri, finns ingen billig lösning för att simulera det kirurgiska ingreppet med ett material som efterliknar de faktiska vävnadsegenskaperna hos myokardiet.
Protocol
Protokollet slutfördes på ett sätt som motsvarar de bästa etiska metoderna vid författarens institution, inklusive korrekt hantering av patientinformation och försäkran om de nödvändiga samtyckena som krävs för att använda patientspecifika data. När sådana uppgifter användes anonymiserades de för att säkerställa skyddet av patientens privata hälsoinformation.
OBS: Följande protokoll är skrivet på ett programvaruneutralt sätt, eftersom det finns många olika program som kan utföra de olika stegen. För detta speciella fall användes Materialise Mimics Medical 24.0 för segmentering, och Materialise Magics användes för 3D-manipulering och skapande av segmenterade modeller och fall. Specifika instruktioner för dessa program kommer att inkluderas utöver den allmänna metoden.
1. Segment patient anatomi
- Per SME, få en patient radiologic imaging dataset, vanligtvis en CT eller MRI, förvärvas med hjälp av ett 3D-protokoll för adekvat upplösning. Öppna datauppsättningen i en CAD-segmenteringsprogramvara (Computer).
- Se institutionens radiologiprotokoll för korrekt bildförvärv (eftersom varje patient kräver olika överväganden är det svårt att tillhandahålla en specifik riktlinje). Men som ett representativt exempel är det dessa inställningar vi använde i ett tidigare dokumenterat 3D-modellfall: CT 3D-protokoll föreslår parametrar: segmentskanner i axiellt läge, segmenttjocklek och utrymme mellan skivor på 0,625 mm, Kv på 70, Smart mA-intervall på 201-227 (smart MA-läge 226), rotationshastighet vid 0,28 ms. MRI 3D-protokoll föreslog parametrar: segmentskannern i axiellt läge, segmenttjocklek och mellan sektorer på 0,625 mm.
- Generera en första segmentering av hjärtmuskelvävnaden med hjälp av ett Hounsfield unit (HU) tröskelvärde med övre och nedre gränser inställda på värden som är lämpliga och specifika för datauppsättningen. Förfina markeringen efter behov för att noggrant fånga anatomin. Vi rekommenderar att du använder verktyg med följande funktioner: beskära, lägga till och subtrahera, region växa, redigera flera segment och hålrumsfyllning. Högerklicka i området Projektledare i Härmar och välj Ny mask. Justera masken i den genererade dialogrutan antingen med de förinställda anatomiska fönstren, exakta HU-mätningar eller genom att skjuta det medföljande verktyget tills den önskade anatomin maskeras av verktyget.
- Generera en segmentering av blodpoolen. Använd stegen som beskrivs i steg 1.2 för att uppnå detta. I Mimics använder du det förinställda anatomiska HU-fönstret från 226 till 3071 för att fånga blodpoolen.
- Om modellen som genereras är avsedd att användas i patientvården, låt en kardiolog, radiolog eller annan ämnesexpert (SME) granska de virtuella modellsegmenteringarna innan du går vidare till nästa steg för att säkerställa att alla anatomiska egenskaper och defekter segmenterades korrekt och kommer att finnas i hela modellen.
- Generera en myokardärfallsmodell genom att invertera myokardisegmenteringen med hjälp av ett hålrumsfyllningsverktyg i det tomma utrymmet runt myokardisegmentering och subtrahera blodpoolsegmenteringen från det inverterade myokardiet med hjälp av ett booleskt subtraktionsverktyg. Det rekommenderas att använda ett hålrumsfyllningsverktyg, ett booleskt verktyg och de tidigare genererade myokardi- och blodpoolsegmenteringarna för att uppnå detta. I Mimics fyller hålighet > Ange utrymmen runt myokardimasken. Använd sedan det booleska verktyget och fyll den medföljande dialogen till Minus blodpoolsmasken från myokardimasken.
Figur 1: Hjärtsegmentering i en CAD-segmenteringsprogramvara. (A) Hjärtsegmentering i CAD-segmenteringsprogram med råa patientbildsdata. (B) Segmentering med 3D-rendering av blodpoolsmodellen. Klicka här för att se en större version av den här figuren.
- Visa 3D-renderingen av den slutliga blodpoolen och segmenteringarna av hjärtmuskelfall. Per förslag och godkännande av små och medelstora företag, ta bort alla blodkärl från 3D-blodpoolsmodellen som inte är nödvändiga för utvärdering, förståelse eller reparation av målanatomin. I Mimics väljer du 3D Preview i alternativen bredvid visningsfönstret (standard längst ned till höger i standardvyn med fyra fönster. Välj den intressemask som är av intresse för projektledaren. Om du vill redigera väljer du verktyget Redigera mask . I den medföljande dialogen väljer du Lasso-verktyget och ser till att Ta bort är markerat. Detta gör det möjligt att redigera den faktiska 3D Preview av masken.
OBS: Redigeringsverktyget är ett oändligt klippt plan och tar bort alla delar av masken som valts i Z-riktningen. - Generera 3D-objekt i den slutliga blodpoolen och myokardfallsegmenteringar. Jämna ut 3D-kortkortsmodellen med ett smidigt objektverktyg. Per förslag och godkännande av små och medelstora företag, justera iterations- och smoothfaktorparametrar efter behov för att den specifika modellen ska kunna skapa en fallmodell som är så smidig som möjligt men som inte har förlorat några viktiga anatomiska detaljer.
- När de har godkänts av ett litet eller medelstort företag exporterar du modellerna i STL-format för användning i en redigeringsprogramvara för 3D-modell. Högerklicka på en viss mask i Projekthanteraren > Skapa objekt i Mimics. I den medföljande dialogen ser du till att inställningen Optimal är markerad och klickar på Okej.
- När modellen har skapats visas den i fönstret Objekt , vanligtvis under fönstret Projektledare . Därifrån högerklickar du på en genererad modell och väljer Utjämna. Parametrar för detta fall var fem iterationer vid 0,4 mm utjämning.
- Spara/exportera de slutliga 3D-blodpoolen och myokardfallsmodellerna som standard tessellationsspråk (STL). Högerklicka på önskad modell > STL+ > följ den medföljande dialogen för att exportera en STL-version av modellen.
2. Skapa de digitala formarna
- Öppna STL-filen för hjärtmuskelfallsmodellen i ett CAD-program. Det rekommenderas att göra synligheten av fallet på ett transparent sätt så att myokardiet kan vara synligt på insidan av myokardärfallsformen. Importera STLs som genereras via Import Part i Magics. I fönstret Projekthantering väljer du alternativet Genomskinlig modellåtergivning.
- Trimma överflödigt myokardfodralmaterial från modellen med hjälp av ett skär- eller stansverktyg. Det är bara nödvändigt att ha ca 0,5 cm mellan höljets ytterkant och hjärtmuskelavtrycket på innerhöljets vägg. Ytterligare material kommer att öka den tid som behövs för 3D-utskrift men påverkar inte slutprodukten. I Magics anger Klipp > polyline > utvalda intressanta platser > Tillämpa.
OBS: Redigeringsverktyget är ett oändligt klippt plan och tar bort alla delar av masken som valts i Z-riktningen. - Skär hjärtmuskeln i flera bitar som gör att höljet kan monteras runt den komplexa anatomin i blodpoolformen. Vi rekommenderar att du använder ett klipp- och/eller stansverktyg för att åstadkomma detta.
OBS: Följande steg ger ett förslag på nedskärningar att göra i hjärtmuskelfallet som kommer att dela upp det i fyra sektioner som har visat sig vara tillräckliga för både diagnostisk noggrannhet och fallmontering runt blodpoolen för många hjärtmodeller. Varje modell kommer dock att vara annorlunda, vilket gör det viktigt att komma ihåg att fodralet måste monteras runt blodpoolen innan silikon hälls och avlägsnas efter silikonuppsättningarna. Var särskilt uppmärksam på alla platser där fallet måste passera genom en slinga i blodpoolen eller omge långa blodkärl. Funktioner som dessa kan kräva att hjärtmuskelfodralet skärs i ytterligare bitar i regionen där funktionen finns för att säkerställa montering och demontering runt blodpoolen kommer att vara möjlig. - Justera vyn av hjärtmuskeln genom rotations- och panoreringsverktyg för att rikta hjärtats topp nedåt och aortabågen horisontellt. Gör ett horisontellt snitt genom aortan som delar myokardfodralet i en nedre halva som innehåller toppen och en övre halva. Längden på detta snitt och alla efterföljande snitt varierar med varje hjärtmodell. I Magics använder du vänster och höger musknappar för att styra rotation respektive panorering. Därifrån klipp ut > Ange polyline > väljer intressanta platser > Tillämpa.
OBS: Redigeringsverktyget är ett oändligt klippt plan och tar bort alla delar av masken som valts i Z-riktningen.- Gör ett vertikalt snitt längs den bredaste delen av den nedre halvan av hjärtmuskelns hölje. Se till att den nedre halvan av hjärtmuskelns hölje delas ungefär på mitten.
- Gör ett andra vertikalt snitt längs den bredaste delen av den övre halvan av hjärtmuskelns hölje. Se till att den övre halvan av hjärtmuskelns hölje delas ungefär på mitten.
- Lägg till pinnar (rekvisita) i hjärtmuskeldelarna för att säkerställa korrekt justering under monteringen. Det rekommenderas att använda ett rekvisitagenereringsverktyg och ett booleskt subtraktionsverktyg med ett clearance-värde på 0,25 mm för att skapa matchande rekvisita och rekvisitahålor. I Magics anger Lägg till rekvisita > position på modell > Tillämpa.
- Skapa ett silikonfyllningshål med 1,0 cm diameter till en av myokardfodralets övre halvbitar. Myokardytans funktioner direkt under påfyllningshålet kommer att skymmas, så se till att fyllningshålet inte är över några yttre anatomiska egenskaper som kommer att vara avgörande för användningen av modellen. Kontrollera hålplaceringen med ett litet eller medelstort företag.
Bild 2: Myokardärfallsmodell i en CAD-programvara. Hjärtmuskel fodral genereras i en CAD-programvara för ett hjärtfall med en VSD. Klicka här för att se en större version av den här figuren.
- Kontrollera diagnostiken på alla falldelar individuellt för att säkerställa att följande fel inte finns: inverterade normala, dåliga kanter, dåliga konturer, nära dåliga kanter, plana hål eller skal. Om ett fel upptäcks reparerar du det med ett fixeringsverktyg/en guide om det är tillgängligt eller manuellt om det inte är tillgängligt. Kontrollera diagnostik > automatisk lösning i Magics.
- Åtgärda fel som inte kan lösas manuellt eller med ett fixeringsverktyg/en guide med en del krympplast via ett krymplindningsverktyg. Justera provtagningsprovintervallet för krympplast och gapfyllningsvärden efter behov för att korrigera felen på det specifika stycket utan att ändra fysiologin vid granskning av små och medelstora företag. I Magics följer Fix > Shrink Wrap > dialogen.
- Spara/exportera de enskilda kortkortsfallsdelarna som STL-filer.
3. Skapa de fysiska formarna
- Öppna hjärtmuskel- och blodpoolsmodellerna i lämplig utsnittsprogramvara för att producera 3D-utskriftsfiler (G-Kodfil) för en additiv tillverkning (AM) 3D-skrivare. Ordna delarna av hjärtmuskelfodralet med ett rotera och/eller lägg platt verktyg, så att alla sidor som kommer att mötas med en annan fallbit är vertikala. Lägg till 3D-utskriftsstöd i alla delar manuellt eller använd ett automatiskt verktyg för stödgenerering i programvaran, om det finns tillgängligt.
Bild 3: Hjärtmuskel och blodpoolsinställning i en 3D-utskrift CAD-programvara. Hjärtmuskelfodral och blodpool med rätt orientering och extra stöd som förberedelse för 3D-utskrift i en 3D-utskrift CAD-programvara för ett hjärtfall med en VSD. Klicka här för att se en större version av den här figuren.
- Skiva modellerna för att generera G-kod för användning på 3D-skrivaren med följande parametrar: Blodpool i ABS med: uppvärmd sängtemperatur på 100 °C, extrudertemperatur på 250 °C, fyllningstäthet på 5%, standardutskriftshastighet på 50 mm/s, inre skalhastighet på 70 mm/s, yttre skalhastighet eller 50 mm/s; Myokardform i ABS eller polylaktisk syra (PLA) med: uppvärmd sängtemperatur på 60 °C för PLA eller 100 °C för ABS, extrudertemperatur på 205 °C för PLA eller 250 °C för ABS, fyllningstäthet på 15 %, standardtryckhastighet på 50 mm/s, inre skalhastighet på 80 mm/s och yttre skalhastighet på 30 mm/s.
- Spara/exportera G-koden.
- Ladda upp utskriftsfilen till 3D-skrivaren med en Flash Drive- eller Wi-Fi-anslutning, beroende på skrivarens kapacitet, se till att korrekt filament laddas på 3D-skrivare och börja skriva ut. 3D-skrivaren bör uppfylla följande krav: kompatibel och utrustad med en munstycksdiameter som är mindre än 0,4 mm och kan en skiktupplösning som är mindre än 0,25 mm. När utskriften är klar, använd nålnostänger och pincett för att ta bort allt stödmaterial från de tryckta bitarna.
Bild 4: 3D-utskrivna modellstycken. Fotografi av (A) fysisk blodpool och (B) hjärtfodral med en VSD som produceras från 3D-skrivaren med stödmaterial borttaget. Klicka här för att se en större version av den här figuren.
- Montera myokardfodralbitarna runt blodpoolsformen, så att alla bitar passar tätt ihop. Om hjärtmuskelfodralet inte får plats runt blodpoolen, gör små justeringar av fodralets formstycke med hjälp av ett handhållet roterande slipverktyg för att avlägsna material. Om en stor justering behövs kan det vara nödvändigt att redigera STL-filen i en CAD-programvara och skapa en ny 3D-utskrift.
VARNING: Använd ögonskydd när du använder ett handhållet roterande slipverktyg. Användning av ett roterande slipverktyg på blodpoolen eller myokardifodralet får plasten att smälta. Använd sparsamt och försiktigt.
Protokollet kan pausas mellan alla steg före denna punkt. - Utför en acetonånga smidigt om hjärtmuskelfodralet var 3D-utskrivet med ABS, och en jämnare silikonyta finish önskas av SME. Om en jämnare ytfinish inte önskas eller behövs, hoppa över ångslät processen med minimal effekt på modellens slutliga anatomi.
VARNING: Aceton är flyktigt och brandfarligt. Var noga med att sätta upp i ett välventilerat område bort från öppen eld eller gnistor. Dessutom kommer aceton att lösa upp polyvinylklorid (PVC) och polystyren. Om en plastbehållare används, se till att den inte innehåller PVC eller polystyren.- Fodra botten och sidorna av en behållare som inte kommer att påverkas av aceton med pappershanddukar. Häll acetonen på bottenpapperhandduken och låt den sprida upp pappershanddukarna på sidan av behållaren men inte bilda en pool i botten. Mängden aceton som behövs varierar beroende på storleken på den behållare som används. här användes 30 ml aceton i en behållare med en basvolym på cirka 400 cm3.
- Placera en bit aluminiumfolie i behållaren för att täcka den nedre pappershandduken. Placera hjärtmuskelbitarna på aluminiumfolien och orientera hjärtmuskelbitarna så att de ytor som önskas jämnas ut är vertikala. Se till att hjärtmuskelbitarna inte vidrör varandra eller pappershanddukarna på behållarens vägg.
- Placera ett lock på behållaren eller locket med aluminiumfolie och låt myokardfodralbitarna förbli ostörda i behållaren tills ~ 80% av önskad ytfinish uppnås, per visuell inspektion. Den tid som behövs för att slutföra ångslätprocessen varierar beroende på behållarens storlek och mängden aceton som används. Börja kontrollera myokardfodralen för önskad ytfinish med 15 minuters intervall efter en inledande 30 min. För denna studie tog ångutjämning 2 h för en 150 ml struktur.
- Använd handskar och ta försiktigt bort myokardfodralen från behållaren och rör endast vid de yttre ytorna. Låt bitarna helt avgasas i ett välventilerat område i ~ 30 min, eller tills de är släta, torra och hårda.
Bild 5: Ångslätade hjärtmuskeldelar. Fotografering av hjärtmuskel fall bitar av ett hjärt fall med en VSD efter en aceton ånga slät. Klicka här för att se en större version av den här figuren.
4. Häll silikon
OBS: Vissa föroreningar, inklusive latex och svavel, kan hämma härdningen av silikoner om de kommer i kontakt. Det rekommenderas att granska eventuella tekniska bulletiner innan du försöker använda silikon.
- Uppskatta mängden av en tvådelad platinahärdande silikon som kommer att behövas för att skapa hjärtmuskelmodellen; Mängden silikon som behövs varierar beroende på storleken på den modell som skapas. Alternativt kan du mäta volymen på myokardisegmenteringen med hjälp av en CAD-programvara för att bestämma mängden silikon som behövs. Se till att silikonet har följande egenskaper: landhårdhet på 2 A, draghållfasthet på 1 986 kPa, förlängning vid brytning på 763%, krympning mindre än 0,0254 mm/mm, blandad viskositet på 18 000 cps, pottlivslängd på 12 min och härdningstid på 40 min. Denna studie krävde 300 ml silikon.
- Omrör noggrant del A och del B av silikonet innan du häller de nödvändiga mängderna, i rätt proportioner, i en blandningskopp. Om färg önskas på modellen, tillsätt pigment och blanda alla delar och pigment noggrant. För denna studie blandades och agiterades 150 ml av både del A och del B för hand eller med en omrörare. En silpigmentproduktfärg "blod" (se Materialtabell) lades till med hantverkssticka tills önskad färg uppnåddes.
- Placera det noggrant blandade silikonet i en vakuumkammare vid 29 i Hg i 2-3 min för att avgasa. Silikonet kommer att expandera under avgasningsprocessen till ungefär dubbelt så stor volym, se till att blandningsbehållaren har tillräckligt med utrymme för att möjliggöra expansionen. Ventilera och ta bort avgasat silikon från kammaren och dränk blodpoolen i silikonet för att noggrant täcka den, så att alla hålrum och hålrum i blodpoolen är fyllda med silikon.
- Spraya noggrant alla delar av hjärtmuskeln med en lättsläppt produkt (se Materialtabell) i ett välventilerat område. Montera den nedre halvan av hjärtmuskelfodralet runt toppen av blodpoolen. Om några sömmar mellan myokardfodralen tillåter silikonet att läcka ut, använd klämmor eller ett material som varmt lim eller lera för att täta läckan på formens yttre yta.
- Häll silikon i utrymmet mellan blodpoolen och fallväggen, så att silikonet kan flöda in i alla luckor. Fortsätt att hälla silikon tills de monterade bitarna av myokardformen är fyllda med silikon.
- Montera de återstående delarna av hjärtmuskelfodralet, fäst fodralen ordentligt med hjälp av gummiband och klämmor, vid behov. Häll silikon i påfyllningshålet i toppen av hjärtmuskelsdelen tills hela hjärtmuskelutrymmet är fyllt med silikon.
- Låt silikonet sättas i ~ 40 min. Ta bort silikonhjärtat från hjärtmuskeln och trimma av eventuella silikonsömmar som skapades från utrymmet mellan fodralen eller påfyllningshålet.
5. Lös upp blodpoolen
- Identifiera alla blodkärl som ska ha öppna ändar på silikonmodellen och trimma bort silikon som täcker dem för att exponera ABS-blodpoolen inuti.
- Doppa silikonhjärtat i ett acetonbad. ABS kommer att börja mjukna 10-15 min efter acetonnedsänkning; när detta inträffar, ta bort stora bitar av ABS med pincett för att öka hastigheten på ABS-upplösningsprocessen.
- Utför ytterligare två till tre acetonsköljningar/blötläggningar med ren aceton för att ta bort all ABS från silikonet när en majoritet av ABS-blodpoolen har lösts upp. Ta bort hjärtmodellen från acetonbadet och låt den återstående acetonen avdunsta från modellen i ett välventilerat område. Den tid som krävs för att helt lösa upp ABS beror på modellens storlek, mängden ABS som tas bort manuellt och mängden aceton som används.
Bild 6: Patientspecifik silikon hjärtmodell med vsd. Fotografi av en epicardial yta vy av komplett silikonmodell med en VSD. VSD är inte synligt på grund av dess placering inom hjärt-hjärt hjärtmuskelstrukturen. Klicka här för att se en större version av den här figuren.
Representative Results
Radiologic imaging data från en patient med en VSD valdes för att generera en representativ silikon hjärt modell. Patientens anatomi segmenterades med hjälp av en CAD-segmenteringsprogramvara för att generera en digital hjärtmuskelmodell och en digital blodpoolsmodell (figur 1). Manuell segmentering av blod pool och myokardi med det presenterade protokollet tar 1-3 h att slutföra. Efter avslutad segmentering öppnades kortsyndern i CAD-programvara för vidare bearbetning. Modellen justerades mot en 3D-ruta som gjordes i programmet och subtraherades sedan med hjälp av booleska åtgärder. Denna process lämnade ett negativt av hjärtmuskelmodellen och bildade en form. Denna hjärtmuskelform trimmades till en lämpligare storlek, skars i segment och modifierades med rekvisita för att justera bitarna (figur 2). Skapandet av fallet tog 2-6 h. Alla myokardformade mögelbitar och blodpoolen laddades i en 3D-utskrifts skivning programvara, och G-Code genererades till 3D-utskrift i ABS (bild 3). De 3D-utskrivna bitarna med stödmaterial borttaget kan ses i figur 4. Myokardfodralen jämnades ut för att förbättra modellens ytfinish (figur 5). Efter slutförandet av ångslätningen monterades formen runt blodpoolsmodellen och silikon hälldes. Monteringen och silikonhällen tog en timme. Efter silikon set, hjärt modellen togs bort från hjärtmuskel höljet och nedsänkt i aceton för att lösa upp blodpoolen. Efter ungefär tjugofyra timmars blötläggning hade blodpoolen upplösts. En slutlig acetonsköljning utfördes, och modellen tilläts torka helt. Den färdiga hjärtmodellen i silikon kan ses i figur 6. För att utvärdera noggrannheten och funktionaliteten hos silikonmodellen gjordes ett snitt av CHD-experten (medfödd hjärtfel) för att tillåta att den inre anatomin kunde observeras. Den förväntade VSD var närvarande, och en GORE-TEX patch syddes på modellen av medfödda hjärtkirurgen att korrigera VSD (figur 7). I en framgångsrikt färdig silikonmodell kommer all patientanatomi och defekter att finnas både externt och internt. En sammanfattning av protokollet kan ses i kompletterande fil 1.
Figur 7: GORE-TEX patch sys i silikon hjärtmodell med VSD. Fotografi av (A) kirurgens syn på en patientspecifik silikon hjärt modell med en VSD och (B) kirurgens syn på VSD i modellen avslutas med en GORE-TEX patch. Klicka här för att se en större version av den här figuren.
Kompletterande fil 1: Schematisk av silikon hjärta tillverkning protokoll. Schematisk illustration av protokollet i tillverkningen av en patient-specifika silikon hjärt modell. Klicka här för att ladda ner den här filen.
Kompletterande fil 2: Sammanfattning av kritiska steg och potentiella negativa resultat. Sammanfattning av stegen som är kritiska i utvecklingen av en patientspecifik silikon hjärtmodell och de potentiella negativa resultat som kan uppstå om stegen inte följs korrekt. Klicka här för att ladda ner den här filen.
Discussion
Efter slutförandet av protokollet bör en patientspecifik silikon hjärtmodell för kirurgisk förberedelse resultera. Det finns dock flera kritiska steg som måste slutföras korrekt för att detta ska kunna uppnås. En sammanfattning av de kritiska stegen i protokollet kan ses i kompletterande fil 2, liksom potentiella resultat om stegen inte utförs korrekt. Det första kritiska steget innebär segmentering av patientens radiologic imaging data. Det här steget kräver att en diagnostisk 3D-avbildnings data uppsättningen uppdateras. Modellverktyget i förkirurgisk planering eller utbildning är beroende av kvaliteten på 3D-datauppsättningen. Vi rekommenderar att du använder en bilduppsättning som samlats in med en segmentstorlek mellan 0,625 mm och 2,6 mm för att säkerställa att datauppsättningen är tillräckligt uppsörd för modellproduktion. Alla bildbehandlingsparametrar bör dock ställas in av en kliniker expert på radiologi, med patientvård som prioritet. Det bör noteras att det kan vara möjligt att producera en modell från en bilduppsättning som samlats in med en segmentstorlek utanför de rekommenderade värdena, men modellupplösning och kvalitet kommer att påverkas negativt. När bilder har erhållits, om segmenteringen inte utförs korrekt, realiseras den vanligtvis inte förrän den slutliga modellen produceras och skärs in, vilket resulterar i förlust av tid och material. För att förhindra detta negativa resultat rekommenderas att en ämnesexpert granskar de segmenterade filerna innan du skapar de digitala formarna för kvalitetskontroll. Nästa kritiska steg sker under skapandet av de digitala formarna. Det är viktigt att se till att hjärtmuskeln kan monteras runt blodpoolsmodellen. Om höljet inte stängs runt blodpoolen kan det inte användas för att skapa silikonmodellen eftersom oanvänd silikon ständigt kommer att läcka ut och anatomin kan förvrängas. Ett handhållet roterande slipverktyg kan endast användas för att lätt avlägsna delar av myokardformen om små justeringar behövs. Om stora justeringar behövs måste den digitala formen ändras och ett uppdaterat fodral skrivas ut. Det sista kritiska steget är att hälla silikonet. Strikt efterlevnad av materialinstruktioner är nödvändig vid användning av silikonet, eftersom underlåtenhet att göra det kan resultera i silikon som härdar med en klibbig yta. Om ytan anses vara för klibbig för användning av det små eller medelstora företaget kan blodpoolen behöva tryckas om den inte kan avlägsnas från silikonet. Silikonet måste hällas om, vilket resulterar i förlust av tid och material. Om otillräckligt silikon används eller silikonet läcker ut ur myokardfodralformen under inställningsprocessen, kommer den resulterande modellen att vara ofullständig. Detta misslyckande kan åtgärdas genom att blanda och hälla ytterligare silikon i formen. Ett material som varmt lim eller lera kan användas för att täta sömmarna i myokardfallformen om en liten mängd silikon verkar läcka igenom under härdningsprocessen.
Denna metod för att skapa patientspecifika silikon hjärtmodeller kan ändras för att möjliggöra skapandet av en modell av någon mjuk anatomisk struktur med patientspecifik eller komplex inre och yttre geometri. Förutsatt att målanatomin är korrekt segmenterad kan de återstående stegen i protokollet följas med minimal förändring. Även om inte fokus för det nuvarande arbetet, har protokollet tillämpats på lever parenkyma med liknande framgång. Det använda 3D-utskriftsmaterialet kan också modifieras. ABS och PLA rekommenderas för användning på grund av deras låga kostnad, men allt löst 3D-tryckmaterial kan ta ABS plats, och alla önskvärda 3D-utskriftsmaterial kan ta plats för PLA med minimal eller ingen ändring av protokollet. Alla filamenttillverkarens angivna utskriftsparametrar ska följas vid användning av andra utskriftsmaterial. Denna metod kan ytterligare modifieras med hjälp av ett annat silikon. Silikonet som rekommenderas för användning i detta protokoll har en strandhårdhet på 2 A, men om ett annat hårdhetsvärde på stranden är önskvärt kan ett annat silikon ersättas med minimal eller ingen ändring av protokollet. Var noga med att följa alla tillverkningsspecifikationer och procedurer när du använder en annan silikonprodukt.
Även om detta protokoll beskriver en förbättrad hjärt modellering förfarande, det är inte utan begränsningar. Den största begränsningen av detta protokoll är att medan den använda platinahärdande silikon är närmare hårdheten hos hjärtvävnad än andra tillgängliga material, är hårdhet inte den enda egenskapen som spelar en roll i den finmotoriska skickligheten i kirurgisk träning. I synnerhet kommer verklig hjärtvävnad att visa sprödhet eller rivning under kraft. Det använda silikonet är mycket elastiskt, med en förlängning vid brytning av 763% och draghållfasthet på 1 986 kPa19. Svin hjärtvävnad, som tros vara en korrekt representation av mänsklig hjärtvävnad, har en förlängning vid brott på 28-66% och draghållfasthet på 40-59 kPa26. Denna skillnad utgör ett problem, eftersom hjärtkirurgiska kamrater kan utföra en övningsoperation på ett silikonmodellhjärta och få en falsk känsla av förtroende eftersom modellen kan motstå krafter som verklig hjärtvävnad inte kan. Denna metodik har också potential att begränsas av en hjärtmodell med mycket komplex geometri. När modellens anatomiska komplexitet ökar kan protokollet kompensera genom att öka antalet bitar i myokardformen. I huvudsak kommer alltmer komplexa modeller att kräva alltmer komplexa mögeldesigner och ökad designtid.
Modell skapande processen beskrivs i detta protokoll är överlägsen många av de andra tillgängliga alternativ på grund av dess förmåga att återskapa billiga exakta funktionella repliker av kirurgiskt påträffade anatomi. Cadaveric och djurvävnad möjliggör simuleringar med hög återgivning, men de har en mycket högre kostnad och kräver att specifika laboratorieuppsättningar används och underhålls2,6. Vidare har cadaveric och djurvävnad modeller etiska problem, är inte patientspecifika, och komplexa CHD måste ofta tillverkas manuellt av en kirurg eller instruktör, ofta leder till felaktigheter eller skador på de omgivande vävnaderna och organen. En annan potentiell modelleringsteknik innebär användning av virtuell verklighet. Virtuell verklighet möjliggör digital replikering av patientspecifika hjärtmodeller, vilket är ett effektivt verktyg för att upprätta exakta mentala representationer av patientens anatomi och kirurgiska planer. Dessutom har vissa VR-system tillåtit grundläggande simuleringar med införlivande av haptisk feedback. Den tillgängliga haptiska återkopplingen saknar dock den realism som krävs för att replikera nödvändiga finmotoriska färdigheter för medfödda hjärtkirurgiska ingrepp4. 3D-utskrift är en annan tillgänglig metod för att producera patientspecifika hjärtmodeller2,24. Den utbredda implementeringen av 3D-skrivare med hög återgivning som kan producera mjuka modeller med flera material hämmas dock av deras extremt höga kostnader11,14,15. Billiga 3D-skrivare finns tillgängliga men kan bara skriva ut i material som är mycket fastare än riktigt myokardi. När ett av de mjukaste tillgängliga materialen för en 3D-skrivare användes för att skapa en modell av Scanlan et al., visade det sig att modellen var fastare än riktig hjärtvävnad17. Det beskrivna materialet hade en strandhårdhet mellan 26 A och 28 A, vilket gav det en konsistens som liknar ett gummiband. Det platinahärdade silikonet som används i detta protokoll har en strandhårdhet på 2 A, vilket ger den en konsistens som liknar en gelskoinsats och mycket närmare hårdheten hos riktiga hjärtvävnader, vilket är 43 0020 eller ~0 A. Hoashi et al. använde också en liknande metod som den som beskrivs i detta protokoll för att utveckla en flexibel 3D-tryckt hjärtmodell. Två formar, som representerar den inre och yttre myokardergeometrin, 3D-printades med hjälp av en SLA-skrivare följt av vakuumgjutning av ett gummiliknande polyuretanharts. Även om denna metod producerade en mjuk hjärtmodell, var den föreslagna produktionskostnaden för denna metod per modell 2 000 till 3 000 USD22. Jämförelsevis är den totala materialkostnaden för den metod som beskrivs i det presenterade protokollet mindre än 10 USD. Slutligen användes en liknande metod också av Russo et al. att skapa silikonmodeller av aortaventilen och proximal aorta för procedurpraxis. Medan Russo et al. metoden är inriktad på ett liknande mål, deras presenterade process syftar till att replikera mycket enklare anatomier av aorta eller aortaventiler. Protokollet som presenteras häri särskiljer sig genom att fokusera på intra-hjärt och hjärtinfarkt anatomier som är mindre, mer komplexa och skulle vara extremt svårt att replikera givna historiska metoder. Trots denna skillnad har modellerna som skapats av Russo et al. var mycket användbara för simulering och träning i hjärtkirurgi av undersökta hjärtkirurger23. I huvudsak möjliggör den metod som beskrivs i detta protokoll lågkostnadsskapandet av komplexa, patientspecifika medfödda hjärtmodeller med noggrant representerade defekter och materialegenskaper som mer liknar äkta hjärtvävnad än andra modelleringsmetoder1,16, vilket gör det möjligt att använda modeller med en realistisk haptisk trohet.
Framöver kan denna metod tillämpas på bildandet av en modell av någon patientanatomi med komplexa interna och externa funktioner. Att utveckla ett alternativt blodpoolsmaterial som skulle kunna avlägsnas inifrån silikonmodellen på ett mindre destruktivt sätt eller produceras med en mindre tidskrävande metod skulle göra processen mer tids- och kostnadseffektiv. Som ett resultat skulle en ny blodpool inte behöva reproduceras för varje efterföljande gjutningsprocess, vilket leder till skalbarheten hos den tillhörande träningen. De fysiska egenskaperna hos det silikon som används för att skapa modellen kan också förbättras. Silikon med mindre förlängning vid paus skulle öka modellens realism och bidra till att förbättra dess värde som ett pedagogiskt verktyg för hjärtkirurgiska kamrater som försöker lära sig de nödvändiga finmotoriska färdigheterna för att utföra dessa komplexa procedurer. En grupp material som för närvarande finns på marknaden som är värda att överväga för att hjälpa till med denna lösning är silikonsimulerade glasmaterial25. Dessa silikonmaterial visar mycket mindre förlängning vid brytning vilket leder till en distinkt "krossning" vid krafttillämpning på ett sätt som liknar glas. Modulering av platinahärdningssilikonet som används i detta protokoll med tillägg av detta silikonsimulerade glasmaterial kan möjliggöra kontroll av modellens sprödhetsegenskaper samtidigt som lämplig strandhårdhet bibehålls, vilket förbättrar den totala haptiska återgivningen. Slutligen begränsas upplösningen av anatomi som detta protokoll kan producera av upplösningen på 3D-skrivaren som används för att generera formarna. När tekniken fortsätter att förbättras bör upplösningen av anatomi som kan skapas med detta protokoll också förbättras.
Disclosures
Författarna har inget att avslöja.
Acknowledgments
Författarna vill erkänna OSF HealthCare för att göra denna studie möjlig, liksom Dr. Mark Plunkett för hans procedurkunskaper och tillämpning av färdigheter på vår slutprodukt.
Materials
| Name | Company | Catalog Number | Comments |
| 1.75 mm ABS filament | Matter Hacker | matterhackers.com/store/l/175mm-abs-filament-white-1-kg/sk/MFJ1U2CG- | Anecdotally consistent quality, budget-conscious price |
| 1.75 mm PLA filament | Matter Hacker | https://www.matterhackers.com/store/l/175mm-pla-filament-white-1-kg/sk/MEEDKTKU | Anecdotally consistent quality, budget-conscious price |
| 8220 12VMax High-Performance Cordless | Dremel | https://us.dremel.com/en_US/products/-/show-product/tools/8220-12vmax-high-performance-cordless | Cordless for easier access to small features in model |
| Acetone | Sunnyside | https://www.sunnysidecorp.com/product.php?p=t&b=s&n=840G5 | Bulk |
| Dragon Skin Fx-Pro | Smooth-On | https://shop.smooth-on.com/dragon-skin-fx-pro | Industry-standard, characterized skin-safe |
| Ease Release 200 | Smooth-On | https://shop.smooth-on.com/ease-release-200 | Coating to ensure easy removal of silicone from mold |
| GORE- TEX patch | GORE | https://www.goremedical.com/products/cardiovascularpatch | Cardiovascular patch |
| ideaMaker | Raise 3D | https://www.raise3d.com/download/ | Included G-code CAD software for Raise 3D printers |
| Magics | Materilise | https://www.materialise.com/en/software/magics | Feature-rich CAD software capeable of manipulating organic surfaces |
| Mimics | Materilise | https://www.materialise.com/en/medical/mimics-innovation-suite/mimics | Feature-rich segmentation software |
| Patient DICOM data | - | - | DICOM data will typically come from a patient CT or MRI |
| Pro2 Plus | Raise 3D | https://www.raise3d.com/products/pro2-plus-3d-printer/ | Anecdotallay reliable, dual extrusion FDM 3D printer |
| PRO2-100 Industrial Glue Gun | Surebonder | https://surebonder.com/collections/industrial-glue-guns/products/pro2-100-100-watt-high-temperature-professional-heavy-duty-hot-glue-gun-uses-full-size-7-16-glue-sticks | Industrial-quality hot glue gun |
| Silc Pig | Smooth-On | https://shop.smooth-on.com/silc-pig-pigments | Pigment for adding color to silicone |
| Vacuum Chamber | Smooth-On | https://shop.smooth-on.com/vacuum-chamber | Anecdotally reliable vacumm chamber for removing air bubbles from mixed silicone |
References
- Hoffman, J. I. E., Kaplan, S. The incidence of congenital heart disease. Journal of the American College of Cardiology. 39 (12), 1890-1900 (2002).
- Hussein, N., et al. Hands-on surgical simulation in congenital heart surgery: Literature review and future perspective. Seminars in Thoracic and Cardiovascular Surgery. 32 (1), 98-105 (2020).
- Wilson, H. K., Feins, R. H. Simulation in cardiothoracic surgery. Comprehensive Healthcare Simulation: Surgery and Surgical Subspecialties. Comprehensive Healthcare Simulation. , Springer, Cham. 263-274 (2019).
- Badash, I., Burtt, K., Solorzano, C. A., Carey, J. Innovations in surgery simulation: A review of past, current and future techniques. Annals of Translational Medicine. 4 (23), 1-10 (2016).
- Yoo, S. J., Spray, T., Austin, E. H., Yun, T. J., Van Arsdell, G. S. Hands-on surgical training of congenital heart surgery using 3-dimensional print models. Journal of Thoracic and Cardiovascular Surgery. 153, 1530-1540 (2017).
- Hadeed, K., Acar, P., Karsenty, C. Cardiac 3D printing for better understanding of congenital heart disease. Archives of Cardiovascular Disease. 111 (1), 1-4 (2018).
- Velasco Forte, M. N., et al. Living the heart in three dimensions: applications of 3D printing in CHD. Cardiology in the Young. 29, 733-743 (2019).
- Illmann, C. F., Ghadiry-Tavi, R., Hosking, M., Harris, K. C. Utility of 3D printed cardiac models in congenital heart disease: a scoping review. Heart. 106, 1631-1637 (2020).
- Su, W., Xiao, Y., He, S., Huang, P., Deng, X. Three-dimensional printing models in congenital heart disease education for medical students: a controlled comparative study. BMC Medical Education. 18 (178), (2018).
- Farooqi, K. M., Mahmood, F. Innovations in preoperative planning: insights into another dimension using 3D printing for cardiac disease. Journal of Cardiothoracic and Vascular Anesthesia. 32, 1937-1945 (2018).
- Illmann, C. F., Hosking, M., Harris, K. C. Utility and access to 3-dimensional printing in the context of congenital heart disease: an international physician survey study. Canadian Cardiovascular Society. 2, 207-213 (2020).
- Lau, I., Gupta, A., Sun, Z. Clinical value of virtual reality versus 3D printing in congenital heart disease. Biomolecules. 11 (884), (2021).
- Birbara, N. S., Otton, J. M., Pather, N. 3D modelling and printing technology to produce patient-specific 3D models. Heart Lung and Circulation. 28, 302-313 (2019).
- Yoo, S. J., et al. 3D printing in medicine of congenital heart disease. 3D Printing in Medicine. 2 (3), (2016).
- Gómez-Ciriza, G., Gómez-Cía, T., Rivas-González, J. A., Velasco Forte, M. N., Valverde, I. Affordable three-dimensional printed heart models. Frontiers in Cardiovascular Medicine. 8, 498 (2021).
- Lau, I., et al. Quantitative and qualitative comparison of low- and high-cost 3D-printed heart models. Quantitative Imaging in Medicine and Surgery. 9 (1), 107-114 (2019).
- Scanlan, A. B., et al. Comparison of 3D echocardiogram derived 3D printed valve models to molded models for simulated repair of pediatric atrioventricular valves. Pediatric Cardiology. 39 (3), 538-547 (2019).
- Tango polyJet simulated rubber material. Statasys. , Available from: www.stratasys.com (2018).
- Dragon skin fx-pro, Smooth-On. , Available from: https://www.smooth-on.com/products/dragon-skin-fx-pro/ (2021).
- Tejo-Otero, A., Fenollosa-Artés, F., Buj-Corral, I. Mimicking soft living tissues for 3D printed surgical planning prototypes using different materials. Congreso Anual de la Sociedad Española de Ingeniería Biomédica. , 307-310 (2019).
- Lezhnev, A. A., Ryabtsev, D. V., Hamanturov, D. B., Barskiy, V. I., Yatsyk, A. P. Silicone models of the aortic root to plan and simulate interventions. Interactive CardioVascular and Thoracic Surgery. 31 (2), 204-209 (2020).
- Laing, J. A patient-specific cardiac phantom for training and pre-procedure surgical planning. Electronic Thesis and Dissertation Repository. , 4964 (2017).
- Hoashi, T., et al. Utility of a super-flexible three-dimensional printed heart model in congenital heart surgery. Interactive CardioVascular and Thoracic Surgery. 27, 749-755 (2018).
- Mena, K. A., et al. Exploration of time-sequential, patient-specific 3D heart unlocks clinical understanding. 3D Printing in Medicine. 4 (1), 15 (2018).
- Russo, M., et al. Advanced three-dimensionally engineered simulation model for aortic valve and proximal aorta procedures. Interactive CardioVascular and Thoracic Surgery. 30, 887-895 (2020).
- Al Ali, A. B., Griffin, M. F., Butler, P. E.
- Rubber glass water-clear silicone rubber compound, Smooth-On at. , Available from: https://www.smooth-on.com/product-line/rubber-glass/ (2021).
- Riedle, H., Molz, P., Franke, J. Determination of the mechanical properties of cardiac tissue for 3D printed surgical models. IEEE-EMBS Conference on Biomedical Engineering and Science. , 171-176 (2018).
