Développement et évaluation de fantômes cardiovasculaires imprimés en 3D pour la planification interventionnelle et la formation

Summary

Nous présentons ici le développement d’une configuration de circulation simulée pour l’évaluation de la thérapie multimodale, la planification pré-interventionnelle et la formation des médecins sur les anatomies cardiovasculaires. Avec l’application de tomodensitogrammes spécifiques au patient, cette configuration est idéale pour les approches thérapeutiques, la formation et l’éducation en médecine individualisée.

Abstract

Les interventions par cathéter sont des options de traitement standard pour les pathologies cardiovasculaires. Par conséquent, des modèles spécifiques aux patients pourraient aider à former les compétences de câblage des médecins ainsi qu’à améliorer la planification des procédures interventionnelles. L’objectif de cette étude était de développer un procédé de fabrication de modèles imprimés en 3D spécifiques au patient pour des interventions cardiovasculaires.

Pour créer un fantôme élastique imprimé en 3D, différents matériaux d’impression 3D ont été comparés aux tissus biologiques porcins (c’est-à-dire le tissu aortique) en termes de caractéristiques mécaniques. Un matériau de raccord a été sélectionné sur la base d’essais comparatifs de traction et des épaisseurs de matériau spécifiques ont été définies. Des ensembles de données CT anonymisées à contraste amélioré ont été recueillis rétrospectivement. Des modèles volumétriques spécifiques au patient ont été extraits de ces ensembles de données et imprimés en 3D. Une boucle d’écoulement pulsatile a été construite pour simuler le flux sanguin intraluminal pendant les interventions. L’adéquation des modèles à l’imagerie clinique a été évaluée par imagerie par rayons X, tomodensitométrie, IRM 4D et échographie (Doppler). Un produit de contraste a été utilisé pour améliorer la visibilité dans l’imagerie par rayons X. Différentes techniques de cathétérisme ont été appliquées pour évaluer les fantômes imprimés en 3D dans la formation des médecins ainsi que pour la planification du traitement pré-interventionnel.

Les modèles imprimés ont montré une résolution d’impression élevée (~ 30 μm) et les propriétés mécaniques du matériau choisi étaient comparables à la biomécanique physiologique. Les modèles physiques et numériques ont montré une grande précision anatomique par rapport à l’ensemble de données radiologiques sous-jacent. Les modèles imprimés convenaient à l’imagerie par ultrasons ainsi qu’aux rayons X standard. L’échographie Doppler et l’IRM 4D ont montré des schémas d’écoulement et des caractéristiques marquantes (c.-à-d. turbulence, contrainte de cisaillement des parois) correspondant aux données natives. Dans un laboratoire basé sur un cathéter, les fantômes spécifiques au patient étaient faciles à cathétériser. La planification thérapeutique et la formation des procédures interventionnelles sur les anatomies difficiles (p. ex., cardiopathie congénitale) étaient possibles.

Des fantômes cardiovasculaires flexibles spécifiques au patient ont été imprimés en 3D et l’application de techniques d’imagerie clinique courantes a été possible. Ce nouveau procédé est idéal comme outil de formation pour les interventions par cathéter (électrophysiologique) et peut être utilisé dans la planification d’un traitement spécifique au patient.

Introduction

Les thérapies individualisées prennent de plus en plus d’importance dans la pratique clinique moderne. Essentiellement, ils peuvent être classés en deux groupes: les approches génétiques et morphologiques. Pour les thérapies individualisées basées sur un ADN personnel unique, le séquençage du génome ou la quantification des niveaux d’expression génique est nécessaire¹. On peut trouver ces méthodes en oncologie, par exemple, ou dans le traitement des troubles métaboliques². La morphologie unique (c.-à-d. l’anatomie) de chaque individu joue un rôle important dans la médecine interventionnelle, chirurgicale et prothétique. Le développement de prothèses individualisées et la planification de thérapies pré-interventionnelles / opératoires représentent les axes centraux des groupes de recherche aujourd’hui^3,4,5.

Issoin de la production de prototypes industriels, l’impression 3D est idéale pour ce domaine de la médecine personnalisée^6. L’impression 3D est classée comme une méthode de fabrication additive et normalement basée sur un dépôt de matériau couche par couche. De nos jours, une grande variété d’imprimantes 3D avec différentes techniques d’impression est disponible, permettant le traitement de matériaux polymères, biologiques ou métalliques. En raison de l’augmentation des vitesses d’impression ainsi que de la disponibilité généralisée continue des imprimantes 3D, les coûts de fabrication deviennent progressivement moins chers. Par conséquent, l’utilisation de l’impression 3D pour la planification pré-interventionnelle dans les routines quotidiennes est devenue économiquement réalisable⁷.

L’objectif de cette étude était d’établir une méthode pour générer des fantômes spécifiques au patient ou à la maladie, utilisable dans la planification thérapeutique individualisée en médecine cardiovasculaire. Ces fantômes doivent être compatibles avec les méthodes d’imagerie courantes, ainsi qu’avec différentes approches thérapeutiques. Un autre objectif était l’utilisation des anatomies individualisées comme modèles de formation pour les médecins.

Protocol

L’approbation éthique a été examinée par le comité d’éthique de la Ludwig-Maximilians-Universität München et a été levée étant donné que les ensembles de données radiologiques utilisés dans cette étude ont été collectés rétrospectivement et entièrement anonymisés.

Veuillez vous référer aux directives de sécurité IRM de l’institut, en particulier en ce qui concerne le ventricule LVAD utilisé et les composants métalliques de la boucle d’écoulement.

1. Acquisition de données

1. Avant de créer les fantômes anatomiques, sélectionnez un ensemble de données radiologiques approprié, de préférence auprès de patients de disciplines cardiovasculaires. Le modèle 3D virtuel peut être dérivé à la fois de la tomodensitométrie (TMO) ou de l’imagerie par résonance magnétique (IRM).
2. Sélectionnez la taille en pixels et l’épaisseur de tranche (ST) du jeu de données pour vous adapter à la taille des structures destinées à être représentées dans le modèle 3D. Cette expérience a utilisé un ST de 0,6 mm avec une taille de matrice de 512 x 512 et un champ de vision de 500 mm conduisant à une taille de pixel de 0,98 mm. S’assurer que la valeur de la taille des pixels et de la ST doit être inférieure à la taille de la plus petite caractéristique qui devrait être visible dans les images et le modèle 3D, par exemple, <0,3 mm pour les ensembles de données de nourrissons ou la représentation des coronaires, <0,6 mm pour les principales structures cardiovasculaires d’un patient adulte.
3. Effectuer une acquisition standard pour l’angiographie CT (CTA) en technique spirale à double source avec un ST de 0,6 mm pour les patients adultes. Pour les adultes, injecter 80 mL d’agent de contraste iodé à une vitesse de 4 mL/s et commencer l’acquisition 11 s après le suivi du bolus dans l’aorte ascendante à un seuil de 100 HU. La tension et le courant du tube sont sélectionnés automatiquement par le scanner en fonction du type de corps du patient. Effectuer une reconstruction dans un noyau de tissu mou en utilisant un degré élevé de reconstruction itérative.
   REMARQUE: Les paramètres et les protocoles d’acquisition du CTA dépendent fortement du scanner CT disponible, de la taille du patient et de la circonférence du patient. Les paramètres présentés sont fondés sur l’expérience et devraient être considérés comme un point de départ pour l’ajustement plutôt que comme une exigence fixe.
4. Pour l’angiographie par résonance magnétique (ARM), effectuez une ARM non améliorée par contraste (non CE) à l’aide d’une séquence modifiée interne qui utilise une forme d’onde à gradient entièrement équilibrée, en utilisant à la fois l’ECG et le déclenchement respiratoire (TE 3.59, TR 407.40, taille de matrice 224x224). Accélérez l’acquisition de données IRM en utilisant la détection compressée qui combine l’imagerie parallèle, l’échantillonnage clairsemé et la reconstruction itérative. À titre d’exemple, des temps d’acquisition d’environ 5 min pour l’aorte thoracique sont possibles.
   Remarque : Veillez à sélectionner un jeu de données qui est exempt d’artefacts de mouvement. Pour réduire les artefacts de mouvement, effectuez l’acquisition d’images à l’aide d’un déclenchement ECG prospectif et d’un déclenchement respiratoire supplémentaire pour les ARM non CE. De plus, lors de la sélection d’un modèle pour un usage général, assurez-vous qu’il n’y a pas d’implants métalliques car cela peut améliorer la qualité du modèle fini.
5. Pour la segmentation et l’impression 3D des anatomies cardiovasculaires, utilisez des ensembles de données à contraste amélioré. L’utilisation d’ensembles de données cardiovasculaires natifs rend difficile la séparation des structures anatomiques creuses (par exemple, les vaisseaux ou le ventricule) du sang, en raison de valeurs de Hounsfield comparables d’environ 30 HU⁸.
   REMARQUE: Un gradient de valeur de Hounsfield plus élevé entre le volume sanguin et les tissus mous environnants permettra une séparation plus facile dans le processus de segmentation. Si le gradient est très faible, des parties des tissus mous seront affichées dans le volume sanguin, ce qui entraînera une mauvaise qualité du modèle et un post-traitement supplémentaire.
6. Lors de l’exportation du jeu de données, assurez-vous de sélectionner une épaisseur de tranche raisonnablement faible (environ 0,3 à 0,6 mm pour le CTA et 0,8 à 1,0 mm pour le MRA), car la résolution et la qualité de surface du modèle imprimé dépendent grandement de ce paramètre.
   REMARQUE: Si l’épaisseur de la tranche est trop mince, la puissance de calcul requise pour la modélisation augmentera considérablement, ce qui ralentira le processus en conséquence. D’autre part, une épaisseur de tranche excessive peut entraîner la perte de petits détails dans l’anatomie des patients.

Création de modèles 2.3D

REMARQUE: La création d’un modèle 3D à partir d’un ensemble de données radiologiques est appelée processus de segmentation et un logiciel spécial est requis. La segmentation des images médicales s’appuie sur des unités de Hounsfield, pour former des modèles en 3 dimensions^9. Cette étude utilise un logiciel commercial de segmentation et de modélisation 3D (voir Table des matériaux),mais des résultats similaires peuvent être obtenus en utilisant des logiciels gratuits disponibles. Les étapes suivantes seront décrites pour la modélisation à partir d’un jeu de données CT amélioré par contraste.

1. Après avoir importé le jeu de données dans le logiciel de segmentation, recadrez le jeu de données pour limiter la zone d’intérêt, c’est-à-dire le cœur et l’arc aortique. Pour ce faire, sélectionnez l’outil Recadrer les images et déplacez les bords du retour sur investissement en cliquant et en déplaçant les côtés du cadre. Cela peut être fait dans les trois orientations. Par conséquent, l’accent est mis sur le retour sur investissement, ainsi qu’une diminution de la taille du fichier, ce qui permet une vitesse de calcul plus élevée, ce qui réduit le temps de travail global.
2. Définissez une plage de valeurs unitaires de Hounsfield (environ 200-800 HU) en ouvrant l’outil Seuil, ce qui donne un masque combiné du volume sanguin et des structures osseuses améliorés par contraste(Figure 1A,par exemple, sternum, parties de la cage thoracique et colonne vertébrale).
3. Supprimez toutes les parties osseuses indésirables dans le modèle 3D final à l’aide de l’outil Masque fractionné qui permet le marquage et la séparation de plusieurs zones et tranches globales, en fonction des valeurs et de l’emplacement de Hounsfield.
4. Après cette séparation, assurez-vous qu’il reste un masque contenant le volume sanguin à contraste accru. Cela peut être fait en faisant défiler les plans coronal et axial et en faisant correspondre le masque créé avec le jeu de données sous-jacent. À partir de ce masque, calculez un modèle de surface polygonale 3D rendu (appelé STL)(Figure 1B).
   Remarque : Les noms d’outils peuvent différer dans d’autres programmes de segmentation.
5. Pour plus d’adaptation et de manipulation, transférez le modèle 3D vers un logiciel de modélisation 3D (voir Table des matériaux). Pour exporter le modèle 3D, cliquez sur l’outil Exporteret sélectionnez le logiciel de modélisation 3D ou un format de données approprié pour le fichier exporté. Par la suite, confirmez votre sélection et le processus d’exportation sera effectué.
6. Utilisez l’outil Trim pour recadrer le volume sanguin jusqu’à la zone d’intérêt spécifique (par exemple, en enlever des parties de l’aorte ou certaines cavités cardiaques). Cliquez sur l’outil et dessinez un contour autour des pièces à retirer.
   REMARQUE : En fonction de la qualité du jeu de données et de la précision de la segmentation, des réparations et des modifications mineures de surface peuvent être nécessaires à ce stade. D’autres opérations de conception permettent la manipulation de modèles spécifiques au patient en fonction du but de l’utilisation, par exemple dans la formation. Quelques exemples d’ingénierie, selon l’anatomie des patients, incluent la mise à l’échelle du modèle entier ou des structures individuelles, pour créer ou supprimer des connexions, en combinant des parties de différents modèles en un seul. De telles caractéristiques sont particulièrement intéressantes pour les modèles d’entraînement présentant des anomalies congénitales, car les images CT et IRM sont rares en pédiatrie, où la minimisation des radiations et de la sédation est essentielle. Par conséquent, l’adaptation et la modification des modèles existants sont particulièrement utiles pour l’impression 3D de modèles de malformations cardiaques congénitales.
7. Cliquez sur l’outil Lissage local pour ajuster la surface du modèle segmenté manuellement et localement. Concentrez-vous sur la suppression des formes polygonales rugueuses, des pics simples et des arêtes rugueuses créées par les opérations de rognage précédentes.
8. Pour permettre la connexion ultérieure du modèle à une boucle d’écoulement, incluez des pièces tubulaires avec des diamètres définis ajustés aux connecteurs de tuyau et aux diamètres de tube disponibles (Figure 1C). Par conséquent, placez un plan de référence parallèle à la section transversale d’ouverture des récipients à une distance d’environ 10 mm.
   1. Pour placer le plan, sélectionnez l’outil Créer un plan de référence et utilisez le plan à 3 pointsprédéfini . Ensuite, cliquez sur trois points également espacés sur la section transversale des navires pour créer le plan. Ensuite, entrez un décalage de 10 mm dans la fenêtre de commande et confirmez l’opération.
   2. Sélectionnez l’outil Nouvelle esquisse dans le menu et choisissez le plan de référence créé précédemment comme emplacement de l’esquisse. Dans l’esquisse, placez un cercle à peu près sur l’extrémité médiane du récipient et définissez la contrainte de rayon pour qu’elle corresponde au diamètre extérieur de votre connecteur de tuyau (24 mm pour l’entrée aortique, 8-10 mm pour les vaisseaux sous-clavières, carotides et rénaux, et 16-20 mm pour l’ouverture distale du vaisseau).
9. À partir de l’esquisse créée, utilisez l’outil Extruder pour créer un cylindre d’une longueur de 10 mm. Orientez l’extrusion pour s’éloigner de l’ouverture du récipient, afin de créer une distance de 10 mm entre le cylindre et la section transversale du récipient. Ensuite, utilisez l’outil Loft pour créer une connexion entre l’fin du récipient et le cylindre géométriquement défini. À ce stade, assurez une transition en douceur entre les deux sections transversales, évitant ainsi les turbulences et les zones de faible débit dans le modèle d’écoulement 3D final(Figure 1D).
   REMARQUE: En suivant ces étapes, un modèle 3D du volume sanguin de l’aorte et des artères adhérentes sera créé. En outre, il comprendra les connecteurs nécessaires pour le connecter ultérieurement à une boucle d’écoulement.
10. Pour créer un espace de sang creux, utilisez l’outil Creux du logiciel. Dans la fenêtre de commande, entrez l’épaisseur de paroi requise (dans cette expérience: 2,5 mm) En outre, la direction du processus d’évidement doit être définie sur Extérieur. Ensuite, confirmez la sélection et le processus d’évidement sera exécuté.
    REMARQUE: Cette étape permet de sélectionner une épaisseur de paroi fixe pour l’ensemble du modèle. Étant donné que l'«évidement » crée une épaisseur de paroi définie sur toutes les surfaces, il en résultera un modèle entièrement fermé. Par conséquent, les extrémités de tous les navires devront être taillées une fois de plus à l’aide de l’étape décrite à l’étape 2.6(figure 1E). Lors de l’utilisation de matériaux d’impression 3D flexibles, cette étape est essentielle pour définir les propriétés biomécaniques finales du fantôme. En augmentant l’épaisseur de paroi du modèle, il en résultera logiquement une plus grande résilience et une élasticité plus faible. Si les propriétés mécaniques du tissu natif et du matériau d’impression 3D ne sont pas connues, des essais de traction doivent être effectués à ce stade. Étant donné que l’épaisseur de la paroi est constante sur l’ensemble du modèle, les propriétés mécaniques souhaitées doivent être recréées dans la région d’intérêt du modèle.
11. Certains logiciels de traitement offrent un « Assistant » pour assurer l’imprimabilité du modèle final, ce qui est fortement recommandé. Cette étape de traitement facultative analysera le maillage polygonal du modèle et marquera les chevauchements, les défauts et les petits objets qui ne sont pas connectés au modèle. Habituellement, l’assistant propose des solutions pour supprimer les problèmes détectés, ce qui permet d’imprimer un modèle 3D(Figure 1F).
12. Exportez le modèle final en tant que fichier .stl en sélectionnant l’option Exporter dans l’onglet Fichier.
    REMARQUE: Pour confirmer l’exactitude du modèle 3D conçu, certains logiciels permettent la superposition du contour final du STL et de l’ensemble de données radiologiques sous-jacent. Cela permet une comparaison visuelle du modèle 3D avec l’anatomie native. En outre, une imprimante avec une résolution spatiale appropriée de < 40 μm doit être sélectionnée, afin de permettre une impression précise du modèle numérique.

Configuration de la boucle d’impression et de flux 3.3D et de flux

1. Téléchargez le fichier .stl sur une imprimante 3D, à l’aide du logiciel de découpage fourni par le fabricant, pour produire un fantôme physique de l’anatomie. Idéalement, il faut utiliser une hauteur de couche d’impression de ≤ 0,15 mm pour assurer une haute résolution et une bonne qualité d’impression.
   REMARQUE: Il existe une large gamme de matériaux d’impression élastiques et d’imprimantes 3D appropriées disponibles sur le marché. Différentes configurations peuvent être utilisées pour imprimer les modèles numériques décrits précédemment. Cependant, la résolution, le post-traitement et le comportement mécanique peuvent différer des résultats présentés.
2. Après avoir téléchargé le fichier d’impression du logiciel de découpage vers l’imprimante 3D, assurez-vous que la quantité de matériel d’impression et de support dans les cartouches de l’imprimante est suffisante pour le modèle 3D et démarrez l’impression.
3. Après le processus d’impression, retirez le matériau de support du modèle fini. Tout d’abord, retirez le matériau de support manuellement en pressant doucement le modèle, puis en l’immersant dans de l’eau ou un solvant respectif (selon le matériau de support). Sécher dans un incubateur réglé à 40 °C pendant la nuit.
   REMARQUE: Le retrait du matériau de support peut prendre beaucoup de temps, en fonction de la complexité du modèle anatomique. Bien que l’utilisation d’outils tels que des spatules, des cuillères et des sondes médicales puisse réduire légèrement le temps de post-traitement, elle augmente également le risque de perforation de la paroi du modèle, le rendant inutile pour les tests de fluide. Lors de l’utilisation de la technologie d’impression Polyjet, l’ensemble du modèle sera enveloppé par un matériau de support. Ceci est nécessaire pour maintenir le matériau modèle non durci en place pendant qu’il est durci à l’aide de la lumière UV. Dans les modèles tubulaires creux, cela entraînera une demande beaucoup plus élevée de matériau de support par rapport au matériau de modèle réel. Le modèle présenté à la figure 2 utilise environ 200 g de matériau modèle et 2 000 g de matériau de support.
4. Ensuite, incorporez le modèle dans une gélose à 1%. Cela réduit les artefacts de mouvement lors de l’imagerie clinique du modèle. Deuxièmement, la gélose offre un meilleur retour haptique lors de l’imagerie échographique et un meilleur retour de force pendant le cathétérisme, par rapport à la submersion dans l’eau.
   1. Utilisez une boîte en plastique avec des marges latérales d’au moins 2 cm autour du modèle. Percez des trous dans les parois de la boîte pour permettre aux tubes d’être connectés des récipients à la pompe et au réservoir.
   2. Préparez une solution de gélose en ajoutant 1% p /v dans l’eau et en portant à ébullition. Après avoir fait bouillir et remuer le mélange, laissez-le refroidir pendant 5 min et versez-le dans la boîte pour créer un lit d’au moins 2 cm de hauteur, sur lequel le modèle sera placé.
      REMARQUE: Si le modèle est placé directement sur le fond de la boîte, la pulsation du fluide à l’intérieur du modèle créera un mouvement asymétrique vers le haut.
5. Pendant que les ensembles de lit d’agar, connectez le modèle à des tubes en PVC non conformes, en utilisant des connecteurs de tuyau commerciaux à chaque ouverture. Un diamètre de tube de 3/8 » est recommandé pour les gros vaisseaux (p. ex. aorte) et/ou les structures anatomiques à débit sanguin élevé (p. ex. ventricules). Pour les petits récipients, un tube de 1/8 " est suffisant. Utilisez des attaches zippées pour fixer la connexion entre les connecteurs de tuyau et le modèle 3D et assurez-vous qu’il n’y a pas de fuite de liquide.
6. Guidez les tubes en PVC à travers les trous percés dans la boîte, puis placez le modèle sur le dessus du lit de gélose. Pour éviter que la gélose ne fuie de ces trous, utilisez de la pâte à modeler résistante à la chaleur pour la sceller. Par la suite, remplissez la boîte avec de la gélose, en recouvrant le modèle en ajoutant une couche de 2 cm sur le dessus et en laissant pendant une heure à température ambiante pour que la gélose refroidisse et se fixe complètement. Cela nécessitera une plus grande partie du mélange de géloses décrit à l’étape 3.4.
   REMARQUE: La gélose une fois durcie sera utilisable pendant environ une semaine, si elle est réfrigérée. Une fois qu’il réduit visiblement en volume, il doit être remplacé par un nouveau lot.
7. Connectez une pompe à ventricule pneumatique pulsée au modèle à l’aide du tube de 3/8 « fixé à l’ouverture proximale. Connectez les autres tubes au réservoir et, par la suite, connectez le réservoir à l’entrée de la pompe ventricule pour créer une boucle d’écoulement fermée. (Figure 2; p. ex. dispositif d’assistance ventriculaire (DAV)-ventricule). La pompe doit avoir un volume de course de 80 à 100 mL pour assurer un débit physiologique suffisant dans les anatomies adultes. Pour les anatomies pédiatriques, des chambres de pompage plus petites sont disponibles.
8. Le ventricule doit être agité par une pompe à piston d’un volume de course de 120 à 150 mL, pour tenir compte de la compression de l’air dans le système de tubes conjonctifs.

4. Imagerie clinique

REMARQUE: Pour éviter les artefacts dans l’imagerie clinique, il faut s’assurer qu’il n’y a pas de poches d’air dans le circuit de fluide.

1. Imagerie CT
   1. Pour l’imagerie CT, placez toute la boucle d’écoulement dans le scanner CT avec l’unité d’entraînement à proximité. Connectez la pompe d’agent de contraste directement au réservoir de la boucle d’écoulement, de sorte que l’inondation du modèle avec un agent de contraste puisse être simulée pendant la numérisation. Ceci est particulièrement utile pour visualiser les pathologies vasculaires.
   2. Effectuez une tomodensitométrie sous forme de balayage dynamique sur l’ensemble du modèle pour visualiser l’entrée de l’agent de contraste. La tension du tube est réglée à 100 kVp, le courant du tube à 400 mAs. La collimation est de 1,2 mm. Injecter 100 mL d’agent de contraste iodé dilué 1:10 dans le réservoir du modèle, à une vitesse de 4 mL/s. Démarrez le scan en utilisant le déclenchement du bolus dans le tube principal, avec un seuil de 100 HU et un délai de 4 s.
2. Sonography
   1. Mettez une petite quantité de gel à ultrasons sur le bloc d’agar pour réduire les artefacts. Démarrez la pompe et utilisez la tête à ultrasons pour localiser la structure anatomique d’intérêt pour l’imagerie ultrasonique (c’est-à-dire les valves cardiaques). Utilisez le mode écho 2D pour évaluer le mouvement de la feuille, ainsi que le comportement d’ouverture et de fermeture de la valve. Utilisez le Doppler couleur pour évaluer le flux sanguin à travers la valve et le Doppler spectral pour quantifier la vitesse d’écoulement suivant la valve cardiaque.
3. Cathétérisme/Interventions
   1. Insérez un orifice d’accès dans le tube en PVC directement sous le modèle 3D, pour permettre un accès plus facile à l’anatomie avec un cathéter cardiaque ou un fil guide. Après avoir démarré la boucle d’écoulement, vérifiez s’il y a des fuites au point d’entrée du port. Si nécessaire, utilisez un adhésif à deux composants pour sceller l’ouverture.
   2. Placez le modèle 3D sur la table du patient sous le ou les bras C de l’appareil à rayons X. Utilisez l’imagerie par rayons X pour guider le cathéter et les fils guides à travers la structure anatomique. Pour la dilatation par ballonnet ou le placement de stentgraft, utilisez le mode rayons X continu pour visualiser l’expansion de l’appareil.
      REMARQUE: La formation au cathétérisme et à l’intervention sur des modèles imprimés en 3D permet l’utilisation interchangeable de différents modèles anatomiques et pathologiques. Cela augmente encore la variété et le réalisme du cadre d’entraînement.
4. IRM 4D
   1. Utilisez un scanner de 1,5 T pour l’acquisition d’IRM et assurez-vous que le protocole d’acquisition se compose d’un ARM non contrasté comme décrit ci-dessus et de la séquence 4D-Flow. Pour 4D-Flow, acquérir un jeu de données isotropes avec 25 phases et une épaisseur de tranche de 1,2 mm (TE 2.300, TR 38.800, FA 7 °, taille de matrice 298 x 298). Réglez l’encodage de la vitesse à 100 cm/s. Les mesures in vitro sont effectuées à l’aide de déclencheurs ECG et respiratoires simulés.
   2. Pour l’analyse 4D-Flow, la boîte avec le modèle intégré et le ventricule VAD sont placés dans le scanner IRM et recouverts d’une bobine de corps à 18 canaux. En ce qui concerne le champ magnétique du scanner IRM, l’unité d’entraînement pneumatique doit être placée à l’extérieur de la salle du scanner; par conséquent, un système de tubes conjonctifs plus long est généralement nécessaire.
   3. Effectuez l’analyse d’image 4D-Flow avec un logiciel disponible dans le commerce. Tout d’abord, importez le jeu de données 4D-MRI en le sélectionnant à partir du lecteur flash. Ensuite, effectuez une correction semi-automatisée du décalage et une correction de l’aliasing pour améliorer la qualité de l’image. Par la suite, l’ligne médiane du récipient est automatiquement tracée et le logiciel extrait le volume 3D.
   4. Enfin, effectuez une analyse quantitative des paramètres de flux en cliquant sur les onglets individuels dans la fenêtre d’analyse. La visualisation de flux, la visualisation de la ligne de chemin et le vecteur de flux seront visualisés sans autre entrée. Pour quantifier la pression et la contrainte de cisaillement de la paroi dans l’onglet respectif, placez deux plans en cliquant sur le bouton Ajouter un plan. Les avions seront automatiquement placés perpendiculairement à l’ligne médiane du navire.
   5. Déplacez les plans vers le roi en les faisant glisser le long de l’ligne médiane, de sorte qu’un plan soit placé au début du retour sur investissement et un autre à la fin. Dans le diagramme à côté du modèle 3D, la perte de charge à travers le retour sur investissement et la contrainte de cisaillement des murs seront visualisées et quantifiées.

Representative Results

Les résultats représentatifs décrits se concentrent sur quelques structures cardiovasculaires couramment utilisées dans la planification, l’entraînement ou les tests. Ceux-ci ont été créés à l’aide de jeux de données isotropes CT avec un ST de 1,0 mm et une taille de voxel de 1,0 mm³. L’épaisseur de paroi des modèles d’anévrisme de l’aortic a été fixée à 2,5 mm conformément aux résultats comparatifs des essais de traction du matériau d’impression (résistance à la traction : 0,62 ± 0,01 N/mm²; F_max: 1, 55 ± 0,02 N ; allongement: 9,01 ± 0,34 %) et échantillons aortiques porcins (largeur: 1 mm; F_max: 1,62 ± 0,83 N ; allongement: 9,04 ± 2,76 %).

Les modèles imprimés en 3D présentés offrent un large éventail de possibilités en imagerie CT. Le matériau imprimé peut facilement être distingué de la gélose environnante et d’éventuels implants métalliques(Figure 3A). Par conséquent, l’utilisation d’un agent de contraste n’est normalement pas nécessaire, sauf pour générer des séquences d’imagerie dynamiques. Cela peut être particulièrement utile pour l’évaluation des greffes d’endoprothèses endovasculaires, car cela permet de visualiser d’éventuelles incohérences de prothèses et d’apparaître par la suite des endofuites.

En tant qu’élément de base du travail clinique quotidien, l’imagerie échographique est un excellent exemple pour l’application de modèles imprimés en 3D comme configuration d’entraînement. Il peut être utilisé à la fois pour l’évaluation de la dynamique des valves cardiaques, ainsi que pour l’étude de l’ensemble du cœur, en particulier en pédiatrie. L’imagerie ultrasonique du modèle imprimé en 3D révèle une bonne perméabilité des ondes ultrasonores. De plus, il est possible de distinguer la paroi du modèle, la gélose environnante et les objets dynamiques minces, comme les feuillets valvulaires cardiaques(Figure 3B). La couche de gélose sur le dessus du modèle fournit un retour haptique réaliste pendant le processus de numérisation.

L’utilisation de l’IRM 4D dans l’analyse de flux au sein de la boucle d’écoulement offre un large éventail d’applications possibles en imagerie pré-interventionnelle. La séquence 4D-IRM permet de visualiser l’écoulement du fluide, les turbulences et la contrainte de cisaillement des parois dans le modèle imprimé en 3D. Cela permet d’analyser les schémas d’écoulement suivant des valves cardiaques artificielles, ce qui peut entraîner une contrainte de cisaillement de paroi élevée et une turbulence dans l’aorte ascendante et l’arc aortique(Figure 3C). L’impact de la turbulence et de la contrainte de cisaillement des parois élevées est particulièrement intéressant pour l’analyse des anévrismes de l’aortique. Ainsi, les modèles 3D peuvent aider à mieux comprendre l’apparition d’anévrismes dans l’aorte thoracique et abdominale.

Les modèles cardiovasculaires imprimés en 3D fournissent un environnement d’entraînement réaliste pour la cardiologie diagnostique et interventionnelle. La configuration de simulation permet aux stagiaires de s’entraîner à la manipulation des fils de guidage / cathéters et aux manœuvres à travers les vaisseaux et les structures cardiaques, aux mesures de pression intracardiaque, à la dilatation par ballonnet des vaisseaux ou des valves sténotiques, au positionnement et à la dilatation des stents, ainsi qu’à l’imagerie angiographique (visualisation des structures internes du modèle 3D, par exemple, valves cardiaques). Les compétences et les tâches pour les deux rôles, premier et deuxième opérateur, ainsi que la communication entre les deux sont incluses pendant la formation. La modification des modèles imprimés en 3D dans le logiciel de modélisation 3D permet d’adapter la structure et la taille du modèle (du nourrisson à l’adulte) à n’importe quel niveau et objectif de formation. Par conséquent, les étudiants ainsi que les praticiens compétents bénéficient de la formation dans la même mesure. Des ateliers pour tous les niveaux de formation - étudiants en médecine et cardiologues pédiatriques ayant des années d’expérience - ont été réalisés avec succès sur des modèles 3D représentant les anomalies congénitales les plus courantes, notamment le canal artériel (PDA) patent, la sténose valvulaire pulmonaire (PS), la sténose valvulaire aortique (AS), la coarctation de l’aorte (CoA) et l’anomalie septale auriculaire (TSA). L’apparence des modèles 3D sous imagerie par rayons X, ainsi que le retour haptique de la manipulation des instruments à l’intérieur du modèle, ont été évalués comme extrêmement réalistes. L’entraînement répétitif sur des modèles 3D conduit à une orientation bien versée en 3D, à une meilleure perception du retour haptique et, plus important pour le patient, à une minimisation de l’exposition aux rayonnements.

Figure 1: Étapes de conception d’un ensemble de données radiologiques à un modèle anatomique imprimé (Pathologie : anévrisme de l’aortique infrarénale). (A) Processus de segmentation basé sur un ensemble de données CT (B) Modèle 3D approximatif après segmentation (C) Modèle lissé avec connecteurs tubulaires ajoutés (D) Modèle final du volume sanguin avec connecteurs (E) Modèle creux avec épaisseur de paroi définie (F) Modèle flexible imprimé en 3D. Veuillez cliquer ici pour voir une version agrandie de cette figure.

Figure 2: Configuration de la boucle d’écoulement. (A) Modèle schématique de la boucle d’écoulement (B) Configuration finale de la boucle d’écoulement avec LVAD (1), modèle intégré (2), un réservoir (3) et un connecteur de tube imprimé en 3D (facultatif) (4) Veuillez cliquer ici pour voir une version plus grande de cette figure.

Figure 3: Techniques d’imagerie clinique. (A) Reconstruction par tomotrie d’une arche aortique imprimée en 3D avec une valve cardiaque chirurgicale biologique (B) Image ultrasonique d’une racine aortique imprimée en 3D (1) avec une valve cardiaque chirurgicale biologique ouverte (2) (C) Visualisation du flux IRM 4D dans l’arc aortique (D) Imagerie aux rayons X d’un cœur pédiatrique imprimé en 3D (1) lors d’une intervention par cathéter (2) Veuillez cliquer ici pour voir une version plus grande de cette figure.

Discussion

Le flux de travail présenté permet d’établir des modèles individualisés et d’effectuer ainsi une planification thérapeutique pré-interventionnelle, ainsi qu’une formation des médecins sur des anatomies individualisées. Pour ce faire, les données tomographiques spécifiques au patient peuvent être utilisées pour la segmentation et l’impression 3D de fantômes cardiovasculaires flexibles. En mettant en œuvre ces modèles imprimés en 3D dans une circulation simulée, différentes situations cliniques peuvent être simulées de manière réaliste.

De nos jours, de nombreuses procédures de planification thérapeutique se concentrent sur la simulation numérique de différents scénarios, afin d’identifier le résultat le plus favorable^10,11. Contrairement à ces simulations in-silico, la configuration imprimée en 3D décrite permet un retour tactile dans les procédures de formation; une conformité matérielle proche de l’original humain est possible dans la perfusion pulsatile. D’autre part, de nombreux fantômes cardiovasculaires imprimés en 3D publiés n’utilisent que du matériel rigide et sont donc limités à une utilisation principalement visuelle^12,13.

Cependant, il faut comprendre que les techniques et les matériaux d’impression 3D actuels restent la plus grande limitation dans la reproduction des propriétés biomécaniques pour le flux de travail présenté¹⁴. Bien qu’une reconstitution exacte de la forme anatomique soit possible, le comportement mécanique des modèles créés différera toujours du tissu aortique natif dans une certaine mesure. Imiter différents tissus aux propriétés biomécaniques variables dans un fantôme, dans la mesure du possible, ne peut être accompli que par quelques imprimantes 3D multi-matériaux sophistiquées¹⁵. La création de matériaux imitant les tissus pour l’impression 3D reste un objectif de recherche scientifique; le développement de nouveaux matériaux se traduira par des résultats encore plus réalistes^16,17. Tant que seul le matériel d’impression disponible dans le commerce et/ou l’impression à un composant sont disponibles, les propriétés mécaniques du fantôme peuvent être ajustées au moyen de variations des épaisseurs de paroi, comme cela a été réalisé dans cette étude. Il n’est donc pas recommandé de dupliquer uniquement l’épaisseur du tissu d’intérêt à partir des données tomographiques sous-jacentes. Il est important de souligner qu’il existe une large gamme d’imprimantes 3D différentes avec différents matériaux et propriétés mécaniques variables sur le marché¹⁸. Des tests mécaniques complets sont donc recommandés avant l’impression 3D. Pour l’impression de structures cardiovasculaires (c.-à-d. parois aortiques ou ventriculaires), différents échantillons de tissus natifs sont requis pour référence. En suivant le flux de travail de segmentation et d’impression décrit, la création de modèles flexibles et anatomiquement précis ainsi que d’ingénierie mais réalistes imprimés en 3D d’un large éventail d’anatomies cardiovasculaires est possible.

La rentabilité des modèles imprimés en 3D dépend considérablement des propriétés du matériau. Dans la formation interventionnelle, une grande durabilité de chaque modèle (même après dilatation par ballonnet) est nécessaire pour réduire les coûts globaux. Lors de l’examen de la planification de la thérapie spécifique au patient, il faut prendre en compte l’effet bénéfique d’un modèle imprimé. Un modèle imprimé en 3D ne s’avérera pas rentable pour un patient chirurgical « standard », mais pourrait offrir un aperçu considérable chez les patients ayant des anatomies complexes. Par conséquent, les coûts des modèles de formation doivent être mis en balance avec leurs avantages potentiels.

Jusqu’à présent, quelques fantômes disponibles dans le commerce pour la formation clinique existent sur le marché; certains modèles académiques ont été^{publiés 19,20}. Ces modèles ont normalement des anatomies prédéfinies et s’avèrent généralement difficiles à utiliser dans des contextes spécifiques au patient. De plus, les coûts d’acquisition élevés compliquent l’utilisation généralisée de ces outils dans la formation des médecins. La diffusion simulée personnalisable présentée peut être créée avec un petit budget si nécessaire. Les scanners tomographiques, fluoroscopiques et échographiques, pour l’acquisition des données spécifiques au patient ainsi que pour l’utilisation ultérieure de la circulation simulée, sont des équipements standard de tout hôpital général ou universitaire dans les pays développés. La segmentation de l’anatomie cardiovasculaire et la création du modèle 3D virtuel peuvent être effectuées avec le logiciel sous licence mentionné, mais un logiciel gratuit est également disponible²¹. Les options freeware offrent d’excellents résultats lors de la création de modèles 3D à partir d’ensembles de données radiologiques, bien qu’une grande quantité de travail initial soit nécessaire pour ajuster le logiciel aux besoins individuels. En outre, une édition ultérieure du modèle numérique 3D nécessite un logiciel supplémentaire, c’est pourquoi une suite logicielle complète couvrant tous ces aspects est fortement recommandée pour un flux de travail rapide et fluide. Si nécessaire, l’impression des fantômes flexibles peut être effectuée par fabrication 3D sous contrat s’il n’y a pas d’imprimante 3D appropriée sur place. Par réduction anatomique sur la région d’intérêt, la taille du fantôme imprimé en 3D peut être réduite, ce qui entraîne des temps d’impression plus rapides et des coûts réduits.

Le point le plus critique du processus décrit ci-dessus est l’acquisition initiale de l’image. En conséquence, plus la qualité des données tomographiques est élevée, plus le fantôme final imprimé en 3D sera précis. Il existe deux facteurs majeurs pour obtenir des données appropriées à partir de la TMO ou de l’IRM : la prévention des artefacts et la résolution spatiale. Pour éviter les artefacts, idéalement, aucun matériau métallique (p. ex., implants) ne sera à côté de la région d’intérêt, si aucune technique spécifique de réduction des artefacts n’est disponible²². Afin de réduire les artefacts de mouvement, un déclenchement ECG et respiratoire doit être effectué lors de l’acquisition de l’image^23,24. La résolution spatiale dépend du dispositif d’imagerie; cependant, une épaisseur de tranche de 1,0 mm ou moins est nécessaire pour obtenir des fantômes imprimés en 3D appropriés sans post-traitement numérique excessif.

La modularité, la rentabilité et la polyvalence mentionnées ci-dessus prédisposent la circulation simulée individualisable à une utilisation supplémentaire dans la routine clinique quotidienne. La méthode présentée peut être bénéfique pour un large éventail de domaines de recherche clinique et fondamentale. L’utilisation de modèles réalistes est excellente pour enseigner aux jeunes médecins et aux étudiants les bases de l’échographie, ainsi que les techniques interventionnelles. Surtout avec les interventions, un tel modèle rendra la technologie plus accessible et augmentera la base de connaissances globale des médecins, à long terme. La TMO et l’imagerie par IRM, en particulier lorsque l’on examine les schémas d’écoulement hémodynamique dans les vaisseaux aortiques, peuvent être un ajout majeur à la fois en science fondamentale et en déterminant le résultat des interventions chirurgicales et transcathéter.

Materials

Name	Company	Catalog Number	Comments
3-matic	Materialise AB		Software Version 15.0 - Commercial 3D-Modeling Software
Affiniti 50	Philips Medical Systems GmbH		Ultrasonic Imaging System
Agilista W3200	Keyence Co.		Polyjet 3D-Printer with a spatial resolution of 30µm
AR-G1L	Keyence Co.		flexible 3D-Printing material
Artis Zee	Siemens Healthcare GmbH		Angiographic X-ray Scanner
cvi42	CCI Inc.		Software Version 5.12 - 4D Flow Analysis Software
Diagnostic Catheter, Multipurpose MPA 2	Cordis, A Cardinal Health company		Catheter for pediatric training models, Sizes 4F for infants and 5F for children, young adults
Excor Ventricular Assist Device	Berlin Heart GmbH		80 -100ml stroke volume
Imeron 400 Contrast Agent	Bracco Imaging		CT - Contrast Agent
IntroGuide F	Angiokard Medizintechnik GmbH		Guidewire with J-tip; diameter: 0.035" length: 220cm
Lunderquist Guidewire	Cook Medical Inc.		(T)EVAR interventional guidewire
MAGNETOM Aera	Siemens Healthcare GmbH		MRI Scanner
Magnevist Contrast Agent	Bayer Vital GmbH		MRI - Contrast Agent
Mimics	Materialise AB		Software Version 23.0 - Commercial Segmentation Software
Modeling Studio	Keyence Co.		3D-Printer Slicing Software
PVC tubing
Radifocus Guide Wire M	Terumo Europe NV		Straight guidewire; diameter: 0.035" length: 260cm
Really useful box 9L	Really useful products Ltd.
Rotigarose - Standard Agar	Carl Roth GmbH	3810.4
Solidworks	Dassault Systemes SE		Software Version 2019-2020; CAD Design Software
SOMATOM Force	Siemens Healthcare GmbH		Computed Tomography Scanner
syngo via	Siemens Healthcare GmbH		Radiological Imaging Software