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制造用于超声弹性成像验证的腹主动脉水凝胶组织模拟体模

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DOI：

10.3791/57984

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2018年9月19日

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1Division of Vascular Surgery, University of Rochester Medical Center, 2Department of Biomedical Engineering, Rochester Institute of Technology, 3Department of Surgery, University of Rochester Medical Center

本文内容

摘要

本文介绍一种用于超声弹性成像测试的动脉瘤样主动脉组织模拟体模的制备方法。通过结合计算机辅助设计（CAD）与三维（3D）打印技术，可制造出具有可预测复杂几何结构的主动脉体模，从而通过受控实验验证弹性成像算法。

摘要

超声弹性成像（US elastography），又称弹性成像，是一种辅助成像技术，利用对软组织连续采集的超声图像来测量组织运动，并据此推断或量化其潜在的生物力学特性。对于腹主动脉瘤（AAA），组织弹性模量的变化以及组织应力的估计等生物力学参数，可能在评估是否需要外科干预方面具有重要意义。腹主动脉瘤的超声弹性成像可作为一种有效工具，用于监测AAA的进展，并识别出高危患者所特有的生物力学特性变化。

开发腹主动脉瘤（AAA）超声弹性成像技术的初步目标是利用具有已知材料特性的物理相关模型对该方法进行验证。本文介绍了一种制备具有物理相关几何结构和空间调控材料特性的AAA组织模拟体模的流程。这些组织体模旨在模拟腹主动脉瘤的超声特性、材料模量和几何形态。体模采用聚乙烯醇冷冻凝胶（PVA-c）制成，并使用通过计算机辅助设计（CAD）软件创建的3D打印部件进行塑形。通过调整PVA-c的浓度以及改变用于聚合冷冻凝胶的冻融循环次数，可控制体模的模量。AAA体模连接至血流动力学泵，该泵可施加生理性的周期性压力和血流，使体模发生形变。对形变过程中体模进行超声图像序列采集，从而实现压力归一化应变的空间计算，并识别血管壁的力学特性。本文展示了压力归一化应变的代表性结果。

引言

腹主动脉瘤（AAA）是主动脉的局部扩张，多发生在主动脉分叉附近1。尽管目前尚不完全清楚AAA形成的确切病因，但许多理论认为其发病机制是多因素的，涉及遗传、行为、血流动力学以及环境因素的共同作用2,3。虽然腹主动脉瘤的诊断可通过无创影像学技术实现，但对个体患者破裂风险的预测尚不够精确4,5,6。手术修复可降低主动脉破裂的风险，但主动脉手术本身具有较高的并发症发生率和死亡率7。目前的外科临床实践采用"最大尺寸标准"，即动脉瘤的最大绝对直径，来预测患者的破裂风险。然而，已有充分证据表明，即使动脉瘤尺寸低于临床建议手术干预的阈值，仍可能发生破裂，这意味着任何大小的动脉瘤患者均存在一定的破裂风险8,9,10,11,12,13。此外，已知既往关于破裂风险的报道可能高估了实际风险，导致许多患者承受了手术风险却未获得相应益处13。因此，亟需一种更精确的个体化破裂风险评估方法，以帮助判断患者接受手术修复的获益与风险之间的平衡。

已有研究表明，腹主动脉瘤（AAA）内部的空间应力分布对于判断其破裂风险至关重要，可能比最大直径更具指示意义14,15,16,17,18。近年来大多数关于AAA破裂力学机制的研究均采用基于X射线计算机断层扫描（CT）图像分割所得的几何模型，以及体外（ex vivo）测量的主动脉组织群体平均力学参数。随后利用有限元（FE）模型预测血管壁应力14,15,16,17,18。然而，由于这些力学参数是在组织切除后测定的，尚不清楚所建立的模型是否能准确反映体内（in vivo）患者个体化的实际应力状态。这些研究通常假设血管壁材料性质均一，未能考虑主动脉壁及血栓高度异质的结构特征19,20,21,22,23,24,25。

基于超声的弹性成像技术在临床上用于诊断和监测多种疾病病理26。该技术为探究软组织的物理相互作用提供了一种无创手段。血管超声弹性成像已被用作临床超声评估的辅助成像方式，用于腹主动脉瘤（AAA）的筛查与监测。这些技术的结合可同时提供几何信息（如直径和长度）以及力学数据（如相对刚度和刚度变化）。尽管许多弹性成像技术需要外部施加负荷以引起可测量的组织形变，但此处待测的组织运动是由心脏搏动引起主动脉压力变化所诱发的。已有多种方法被发表用于空间分辨变形血管中的应变场，然而这些方法的验证研究仅局限于人体患者、动物模型或离体（ex vivo）组织样本27,28,29,30,31,32。迄今为止，仅有少数方法能够实现具有空间变化材料特性的自定义几何结构的构建27,29。

本文介绍一种制造适用于超声（US）成像的仿组织模体的方法，该模体可根据多种相关的主动脉几何结构和材料特性进行定制，用于验证超声弹性成像技术。尽管先前已有研究团队利用3D打印技术设计出可模拟腹主动脉瘤（AAA）几何结构的复杂模体33,34，但可打印橡胶材料对超声具有较高的衰减性，且无法调节其材料特性。本研究中的模体采用聚乙烯醇冷冻凝胶（PVA-c）制成，该材料此前已被证明非常适合模拟血管组织的力学特性35。此类模体可用于超声、磁共振及弹性成像36,37,38。腹主动脉瘤的几何结构设计参考了Vorp et al.建立的仿真模型14。该血管模型标称直径为22.5 mm，包含一个位于模体前侧的偏心性动脉瘤膨大区域（偏心率β = 0.6），其长度为64 mm，直径为47 mm14。末端部分模拟髂动脉分叉结构，远端直径为15 mm。模体壁厚设定为恒定的约5 mm。Raghavan et al.在一项小样本研究中报告，AAA血管壁厚度范围为0.23–4.26 mm，中位值为1.48 mm39。本研究选择该范围内较厚的壁厚值，主要是出于制造工艺的考虑，同时预期未来改进的3D打印技术将能够实现更薄模体的成型。模体模具通过计算机辅助设计（CAD）完成，并使用市售的3D打印机和打印丝材进行打印。

将PVA-c溶液注入模具中，并进行一系列冻融循环（-20 °C 和 +20 °C），以交联PVA-c聚合物并使凝胶聚合。通过改变PVA-c凝胶的浓度或冻融循环次数，可调控PVA-c的弹性模量。模型的动脉瘤部分需要采用牺牲模具，以便从血管内腔中取出。这一目的通过使用聚乙烯醇3D打印丝材（PVA）实现。尽管PVA丝材在化学上与PVA-c粉末相似，但在冷冻时不会发生聚合，因此在PVA-c固化后可将其溶于水中。此外，还打印了其他样品模具，用于制备具有相同PVA-c浓度的拉伸测试试样，其形状为"狗骨"形。这些模具经历相同的冻融循环过程，并用于拉伸试验，以独立测量模型各部分的弹性模量。背景材料采用较软的PVA-c制成，用以模拟腹膜后组织40,41。该背景模型被制造为均质轴对称的圆柱管，内径为4 cm，外径为16.5 cm，长度为16.5 cm。其由5%的PVA溶液制成，并总共经历两次冻融循环。

最终的AAA模型被放置在背景模型中，并通过管路接头和夹具连接至一个血流动力学水泵，该水泵旨在通过生理性的周期性流动和压力使模型发生形变。水泵速度设定为产生约6-7 kPa的压力脉冲，频率约为1 Hz。采集了模型形变过程中的超声图像序列，并计算了压力归一化应变，以识别空间上不同的力学特性差异。展示了血管区域内压力归一化应变图像的代表性结果。相较于均质模型，较硬的非均质模型在归一化应变上表现出更明显的区域差异，这体现了血管刚度的差异以及我们对其测量的能力。

方案

1. 从 NIH 3D 打印交换平台下载 STL 模型

  1. 访问 NIH 3D 打印交换平台（3dprint.nih.gov），在 搜索 框中输入 Simulated Aneurysmal Aortic Phantom Mold，然后按回车键。
  2. 在搜索返回的结果列表中，找到模型“3DPX-009210”，并点击该条目。
  3. 点击下载按钮，然后从下拉列表中点击 Simulated Aneurysmal Aortic Phantom Mold.zip 文件以下载该文件。
  4. 双击下载的文件进行解压，并将解压后得到的文件（InnerDistSTL.stl、InnerProxSTL.stl、OuterAntSTL.stl、OuterPostSTL.stl、BackgroundMoldSTL.stl 和 SampleMoldSTL.stl）保存至用于执行步骤 2.1–2.7 的 3D 打印计算机中。
    注意：也可选择单独下载步骤 1.4 中列出的每个文件。

2. 模具的3D打印

  1. 打开3D打印机的接口软件，使用连接按钮与打印机建立连接。
  2. 将下载的STL文件OuterAntSTL.stl（图1a，蓝色）导入3D打印软件中。在3D打印软件中，点击编辑按钮，通过点击旋转菜单，然后点击X、Y或Z按钮，调整模具部件的方向，使其长轴与打印平台平行，并使模具的外表面朝向打印平台。点击保存按钮，然后点击打印按钮，使用聚乳酸（PLA）塑料丝材在单喷嘴打印机上打印模具部件。

流体旋转装置示意图，显示用于设计分析的尺寸和三维组件。
图 1：模拟体、背景及样品模具的计算机辅助设计（CAD）示意图。 (a) - (b) 容器模具及其组装部件方位的三维 CAD 图像，显示了定位隔片（i）、定位销（ii）、孔位（iii）以及注液孔。(c) 内腔通道的示意图，突出显示内层容器的尺寸。(d) 样品模具的 CAD 渲染图。(e) 背景模拟体模具的 CAD 渲染图。 请点击此处查看此图的放大版本。

  1. 重复步骤 2.2 对于 OuterPostSTL.stl 文件（图1a，红色）。
  2. 按照 2.2 步骤中的相同流程，导入 STL 文件 InnerDistSTL.stl (图1a，白色）导入3D打印软件，选择“编辑”按钮，并在其中 旋转 菜单点击 X, Y，或 Z 按钮，使长轴与打印床垂直对齐，并确保定位销（i）与打印床接触。单击 保存 按钮，然后单击 打印 按钮，并使用单喷嘴挤出机以PLA塑料丝打印模具部件。
    注意：此部件打印时不要附带支撑结构，填充率不得超过30%。
  3. 导入 STL 文件 SampleMoldSTL.stl (图1d) 导入3D打印软件。选择 编辑 按钮和在 旋转 菜单点击 X, Y，或 Z 按钮以调整部件位置，使模具内侧朝上，远离打印平台。单击 保存 按钮，然后单击 打印 按钮，并使用单挤出机以PLA塑料丝打印模具部件。
    注意：请勿使用支撑结构打印此部分。打印3个或更多样本模具。
  4. 导入STL文件 背景MoldSTL.stl (图1e) 导入3D打印软件。选择“编辑”按钮，然后在 旋转 菜单点击 X, Y，或 Z 使部件对齐，确保模具底部（即， 圆筒的封闭端朝向打印平台。单击 保存 按钮，然后单击 打印 按钮，并使用单挤出机以PLA塑料丝打印模具部件。
    注意：请勿将此部分与支撑结构一同打印。
  5. 导入STL文件 InnerDistSTL.stl (图1a，黄色）导入3D打印软件。选择“编辑“按钮”以及在 旋转 菜单点击 X, Y，或 Z 使部件的长轴与打印平台垂直，并让分叉定位销（i）朝向打印平台。单击 保存 按钮，然后单击 打印 按钮，并使用聚乙烯醇（PVA）塑料丝在单挤出机上打印模具部件。
  6. 移除第2.1-2.7步中3D打印部件的任何支撑材料图2a).
    注意：如果支撑结构不影响模具组装，则无需将其从外模部件上移除。

3D打印的解剖模型；血管研究的实验装置及成型过程结果。
图2：血管体模模具组装及最终血管体模。 （a）内腔和外腔模具的最终打印模具。内腔远端采用可溶解的PVA塑料打印，并通过可变形蜡连接至内腔模具近端。 （b）连接至外腔模具注入口的导管及注射器塞。 （c）内腔模具喷涂柔性密封剂后的状态。 （d）外腔模具凸面侧与内腔模具的组装，其中加入染成红色的PVA-c，用于制备刚性动脉瘤体模。 （e）完整血管模具组装并夹紧。 （f）在外腔模具接缝处涂覆可变形蜡，以防止PVA-c从模具中泄漏。 （g）经过5次冻融循环并脱模后的最终PVA-c体模。 请点击此处查看此图的放大版本。

3. 水凝胶制备

  1. 在玻璃烧杯中，将 22.2 g 的 PVA-c 粉末与 200 mL 自来水（质量分数 10%）混合。用微波加热至沸腾并搅拌。重复此步骤，直至所有 PVA 粉末完全溶解，溶液呈半透明状。
  2. 将 0.4 g 碳酸钙粉末（质量分数 0.2%）悬浮于 10 mL 水中，加入第 2.1 步所得溶液中，作为超声散射体。充分混合。盖上容器，使溶液冷却至室温（RT）。
    注意：制备均质仿组织体模时，跳至第 3.5 步
  3. 在另一个玻璃烧杯中，将 17.6 g 的 PVA-c 粉末与 100 mL 自来水（质量分数 15%，或按需调整）混合。用微波加热至沸腾并搅拌。重复此步骤，直至所有 PVA 粉末完全溶解，溶液呈半透明状。
  4. 将 0.4 g 碳酸钙粉末（质量分数 0.2%）悬浮于 5 mL 水中，加入第 2.3 步所得溶液中。充分混合。盖上容器，使溶液冷却至室温（RT）。
  5. 在另一个大容器中，将 183.7 g 的 PVA-c 粉末与 3.5 L 自来水（质量分数 5%）混合。加热溶液至沸腾并搅拌。当 PVA 粉末完全溶解且溶液呈半透明状后，将容器从热源移开。
  6. 将 7.4 g 碳酸钙粉末（质量分数 0.2%）悬浮于 10 mL 水中，加入第 2.5 步所得溶液中。充分混合。盖上容器，使溶液冷却至室温（RT）。

4. 模具的组装

  1. 将约 100 mm 的柔性管路连接到外管腔模具的注射口。在管路的另一端安装带有注射器接口的旋塞阀（图 2b）。
  2. 对齐内管腔模具的定位销，并使用可变形蜡将内管腔模具的膨大部分粘附至其直管部分。
  3. 在通风良好的区域，将喷涂型柔性橡胶涂层涂覆于内管腔模具的动脉瘤端，以防止在成型过程中水凝胶溶解 PVA 模具部分（图 2c）。
    注意：若制备均质模型，请直接跳至步骤 4.6。
  4. 将外模具的动脉瘤部分较大端朝下，向膨大区域注入 15 mL 在步骤 3.3–3.4 中配制的溶液（图 2b），然后将组装好的内模具部件放入前半部分的外模具中（图 2d）。使用橡皮筋固定内管腔部件。
    注意：在 图 2 中，PVA-c 被染成红色以便观察。
  5. 将模具组件置于 -20 °C 冰箱中冷冻 12 小时，随后从冰箱中取出。在不使模具内溶液解冻的情况下，继续进行步骤 4.6。
  6. 在等待模具冷冻期间（步骤 4.4），在打印的样品模具背面涂上足量的可变形蜡，并将其夹紧固定在一块裁剪至最小尺寸约为 100 mm × 60 mm × 10 mm 的平板塑料片上（图 3a）。用与步骤 4.3 相同的 PVA 溶液填充模具与塑料片之间的空隙。将样品模具与步骤 4.4 中的血管模具一同放入同一台 -20 °C 冰箱中冷冻。

聚合物浇铸过程示意图，显示模具设计（a）、固化后的样品（b）和浸没装置（c）
图3：样品模具、最终样品及背景仿体。（a）夹紧的样品模具和透明塑料片。将PVA-c倒入样品模具中，并使气泡上浮排出。（b）经过最终冻融循环后的PVA-c样品。（c）将仿体连接至模拟泵并置于背景PVA-c仿体中进行超声成像实验装置。请点击此处查看该图的放大版本。

  1. 按照图示方向组装并夹紧整个血管模具 图1a 和 1b (图2e）。使用可变形蜡密封外腔模具的接缝处，以确保注射过程中水凝胶不会泄漏（图2f).
  2. 用60 mL注射器吸取步骤3.1和3.2制备的PVA-c溶液。将模具的分叉端朝上，将PVA-c溶液注入模具组件中，避免注入的溶液产生气泡。
    注意：若注射过程中出现任何泄漏，应暂停注射，并使用可变形蜡封堵漏液部位。重复注射直至PVA-c溶液充满模具。
  3. 让模具静置30分钟，每隔10分钟轻轻敲击模具，使气泡上升至模具顶部。如有需要，可重复使用注射器补充满模具。将整个模具组件冷冻12小时，然后从冷冻箱中取出。让模具组件在室温下解冻12小时。
  4. 在等待模具冷冻的同时（步骤 4.8），按照步骤 4.5 的描述，组装并夹紧另一个样品模具和平整的塑料片图3a）。用与步骤4.7中相同的PVA溶液填充模具与塑料片之间的空隙。将样品模具置于同一冰箱（-20 °C）以及第4.8步中的容器模具和第4.5步中的样品模具同时进行。
  5. 将步骤4.5、4.8和4.9中的模具以及两个样本模具再进行四次冻融循环，共计完成五次24小时的冻融循环。第五次循环结束后th 冻融循环后，从模具中取出PVA-c测试样品（图3b修整样品上多余的冷冻凝胶，并将其置于含5%（体积比）次氯酸钠水溶液的密封容器中，室温保存。
  6. 将PVA-c血管从外腔模具中取出。小心地将内腔模具的直血管部分与动脉瘤部分分离，并从PVA-c血管中移除。从内腔模具动脉瘤部分的分叉端切除定位间隔物，以暴露打印出的PVA丝材。将其置于室温水浴中，以溶解PVA动脉瘤部分。
    注意：此过程可能需要 24 小时或更长时间，但向水浴中添加温水可能加快溶解过程。
  7. 在溶解并移除血管模型内部的PVA打印部件后，将模型置于含5%（体积比）次氯酸钠/水溶液的密封容器中，于室温保存。
  8. 用步骤 3.5 和 3.6 制备的 PVA-c 溶液填充背景模具，体积约为 3.3 L。冷冻（-20 °C将模具置于冷冻环境中12小时后从冷冻器中取出，在室温下解冻12小时，重复一次，共完成2个冻融循环。
  9. 与步骤4.13同时，用步骤4.13中所用的相同PVA-c溶液填充一个样品模具组件，并将其与背景模具一同进行相同的冻融循环处理。
  10. 2 之后nd 解冻后，将背景样本和背景模型从模具中取出，置于含5%（体积比）次氯酸钠水溶液的密封容器中，室温保存。

5. 模体与样本检测

  1. 将血管模型和背景模型放入盛有大量水的水浴中。将较粗的血管端连接至血流动力学水泵的输出端42,43 使用管夹（图3c将血管模型放入背景模型中，然后使用管夹将模型的分叉末端连接至血流动力学泵的入口。
  2. 将固态压力传感器导管放置于血管和血流动力泵系统的入口附近。运行血流动力泵，使血管壁变形的压力维持在0 kPa至7.5 kPa之间（最小值为0 kPa，最大值为7.5 kPa）图4a).

舒张压与收缩压曲线图配超声图像；血流动力学分析，心动周期。
图 4：成像方案。（a）在模体成像设置过程中测得的压力曲线。（b）模体在最低压力时的代表性B型图像。（c）模体在最高压力时的B型图像。请点击此处查看此图的放大版本。

  1. 使用超声（US）系统和中心频率约为 5 MHz 的凸阵探头，在血管模型最大管径处的横截面位置采集背景和血管模型的超声图像图4b 和 4c）。使用数字采集系统记录压力数据（图4a).
    注意：本步骤中图像采集操作的详细信息可参见 Mix 等人的研究44.
  2. 使用基于非刚性图像配准的技术获取位移估计值，具体方法见 Mix 等44. 从二维（2D）位移场的测量结果中ui(x)), 计算二维应变张量场（εij(x通过评估位移场梯度的对称部分：
    流体力学中的应变张量方程 \(ε_{ij}=\frac{1}{2}(\frac{∂u_i}{∂x_j}+\frac{∂u_j}{∂x_i})\)。
  3. 然后，计算最大主应变（εp）作为应变张量场的最大主分量，计算公式如下：
    应变张量计算公式，静态平衡，教学公式。
  4. 最后，确定峰值压力时的主应变框架，并将该应变张量场除以导管测得的最大与最小压力之差图 4a），或脉压（PP），转换为空间分辨的压力归一化主应变（εp/PP)

超声弹性成像，理想的腹主动脉瘤模型，不同PVA含量；刚度热图对比示意图。
图5：压力归一化应变图像。 在均质的10%质量浓度血管模型（a）以及具有15%质量浓度（b）、20%质量浓度和25%质量浓度前壁动脉瘤节段（血管顶部）的非均质模型中，测得的血管内压力归一化应变（εp/PP）（%/kPa）的代表性图像。本图经修改自 Mix et al.44。 请点击此处查看此图的高清版本。

结果

分别展示了导管测得的最小和最大压力下模拟血管的代表性B型超声图像（图4b 和 4c）。展示了四种不同制备的模体的压力归一化应变（εp/PP，单位为 %/kPa）（图5）。图5a 显示了使用质量分数为10%的PVA-c溶液制备的均质模体内的实测压力归一化应变。模体后侧四分之一区域（图像底部）的平均应变与前侧四分之一区域（图像顶部）的平均应变之比为0.92。图5b 显示了动脉瘤段使用质量分数为15%的PVA-c溶液、其余部分使用质量分数为10%的PVA-c溶液制备的模体的εp/PP。该模体的后侧与前侧应变比为1.87。图5c 显示了质量分数为20%的PVA-c制备的非均质模体的εp/PP，其后侧与前侧应变比为4.23。图5d 显示了质量分数为25%的PVA-c制备的非均质模体的εp/PP，其后侧与前侧应变比为7.37。

本文展示的结果表明，已成功制备出具有复杂几何结构和空间上不均一材料特性的腹主动脉仿体。仿体几何结构的设计，更具体地说，仿体模具的设计，是通过计算机软件完成的，该软件有助于对仿体几何结构进行修改（图1a 和 1b）。模具可方便地通过3D打印并组装，复杂的模具几何结构可使用PVA丝材打印，并在后续通过类似失蜡铸造的方法去除。最终的血管仿体可实现动态加压，并在大载荷下保持稳定（图4a）。这些仿体适用于超声成像（图4b 和 4c），且其材料特性可模拟腹主动脉的刚度。应变图像中前部与后部区域的应变比变化表明，这些区域具有不同的材料特性（图5），而对样品进行的独立力学测试则量化了各自剪切模量的精确数值。

讨论

本文介绍了一种用于测试弹性成像或弹性图像算法的组织模拟体模的制备技术。通过结合使用计算机辅助设计（CAD）与3D打印技术，可高效地设计出具有复杂几何结构的主动脉模拟体模，不仅限于管状体模，还可包含动脉瘤样膨出结构。体模的制备分为四个步骤：1）设计体模的几何结构；2）打印体模模具的各个部件；3）配制能够最终模拟体模血管超声特性和力学性能的低温凝胶溶液；4）将低温凝胶溶液倒入或注入模具中，通过冻融循环使聚乙烯醇-低温凝胶（PVA-c）固化，随后将体模从模具中取出。在第一步中利用CAD进行模具设计，可简便而精确地调节体模的几何形状。模具部件的打印目前大约需要5至8小时，具体时间取决于打印尺寸，因此可方便地对模具进行多次修改和重复制作。

在步骤3中，制备冻胶溶液以模拟血管、动脉瘤和背景组织，其中碳酸钙颗粒用于模拟组织的超声散射特性。如果碳酸钙颗粒已从混合物中沉降，则在使用前应将冻胶溶液搅拌均匀。冻胶混合物的精确浓度将决定仿体最终的力学性能。因此，重要的是要分别为仿体中的血管和背景组织所用的每种溶液制备独立的样品。尽管本方案未包含此步骤，但仍应通过单轴拉伸试验获取样品弹性模量的独立测量值。对代表性结果中制备的10%、15%、20%和25%仿体的PVA-c样品进行独立力学测试，测得的剪切模量分别为17.4 ± 1.0 kPa、48.3 ± 5.7 kPa、95.1 ± 0.4 kPa和170.0 ± 4.1 kPa。

步骤4是制备这些仿体过程中最关键的一步。尽管定位销已就位，可确保模具各部分相对于彼此保持正确位置，但在成型过程中仍需确保模具各部分不会发生分离，因此必须使用夹具固定模具。步骤4中最关键的考虑因素是在首次冻融循环前尽量减少模具中截留的气泡。通常，在首次冻融循环后拆卸外模的一侧并检查仿体的成型情况非常有用，以确保其正确形成。这样做可以避免将一个"不合格"的仿体继续进行后续的冻融循环，从而节省时间。一旦仿体完全从模具中取出，便可将其置于水中保存，在持续使用的情况下可维持数周。

本研究中开发的PVA-c仿体旨在特异性模拟主动脉组织的超声特性和材料刚度。采用聚乙烯醇冷冻凝胶（polyvinyl alcohol cryogel）可实现更广泛的机械刚度范围，相较于类似橡胶的材料，能更准确地模拟主动脉组织变化的材料特性33,34。此外，使用水凝胶和包埋铸造法能够更好地再现铸造橡胶或直接3D打印材料的声学特性33,45。在首次冻融循环前，模具中可能残留一些气泡。这可能导致仿体出现空隙，进而引起材料强度下降或产生声学伪影。因此，建议在首次冻融后将仿体从模具中取出进行检查，以判断是否需要重新开始制备过程。此外，作者发现，在制备动脉瘤部分的仿体时，内模有时会在冷冻过程中发生位移。若发生此情况，可对上述方案进行一项改进：设计一个3D打印或其他方式制作的部件，在冷冻该部分时，将内腔模具牢固地固定在前侧外模上。作者发现，使用外模的后侧部分，并在外模后侧与内模之间设置5 mm的间隔器，对此目的具有良好的效果。

本研究中开发的模体非常适合通过编辑原始CAD文件来研究动脉瘤直径变化、管腔厚度或组织内血栓存在对成像结果的影响。然而，先前的研究也表明，该制造技术可经过改进，利用计算机断层扫描图像和分割软件（而非CAD设计）生成患者特异性模体几何结构，进而制备3D打印的模体模具44。本文展示的结果表明，该算法能够可视化模体各部分机械性能的制造差异。需要注意的是，尽管这些模体用于测试基于超声的成像技术，但它们同样适用于磁共振和计算机断层扫描成像系统，且其应用不仅限于弹性成像，还可广泛用于多种新型成像技术和成像模式的研究。

披露

作者无任何利益冲突需要披露。

致谢

本研究工作获得了美国国立卫生研究院转化科学促进国家中心通过资助号 UL1 TR000042 和美国国立卫生研究院生物医学成像与生物工程国家研究所通过资助号 R21 EB018432 的支持。

材料

本文使用的材料清单
姓名公司目录编号评论
PLA 丝材MatterHackers, MatterHackers.comMEEDKTKU
PVA 丝材MatterHackers, MatterHackers.comM4MJTECR
LeakSealRPM International Inc., Rustoleum.com265495
聚乙烯醇粉末（Elvanol 71-30）DowDuPont Inc., ChemistryStore.comSKU: 81015
碳酸钙粉末greenwaybiotech.com 通过 amazon.comAmazon: B00HFFCBYQ
粘性蜡bards.com 通过 amazon.comBards: BB759
Amazon: B016KBDYRS
Rostock Max 3D 打印机SeeMeCNC, seemecnc.comSKU: 84459
Onshape CAD 软件OnShape, onshape.com
MatterControl 打印机软件MatterHackers, MatterHackers.com
Mikro-Cath 压力导管及设备Millar, Inc., millar.com4501016/B
BNC 数字采集系统美国国家仪器公司（National Instruments Corporation），ni.comNI USB-6251 BNC
透明浇铸亚克力板mcmaster-carr 供应公司，mcmaster.com8560K274
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