Разработка и оценка 3D-печатных сердечно-сосудистых фантомов для интервенционного планирования и обучения

Краткое содержание

Здесь мы представляем разработку макета циркуляционной установки для оценки мультимодальной терапии, прединтервенционального планирования и обучения врача сердечно-сосудистой анатомии. С применением томографического сканирования, специфичного для пациента, эта установка идеально подходит для терапевтических подходов, обучения и обучения в индивидуальной медицине.

Аннотация

Катетерные вмешательства являются стандартными вариантами лечения сердечно-сосудистых патологий. Таким образом, модели, ориентированные на пациента, могут помочь в обучении навыков врачей, а также улучшить планирование интервенционных процедур. Целью этого исследования была разработка производственного процесса 3D-печатных моделей для сердечно-сосудистых вмешательств для конкретного пациента.

Для создания эластичного фантома, напечатанного на 3D-принтере, различные материалы для 3D-печати сравнивались с биологическими тканями свиней (т.е. тканью аорты) с точки зрения механических характеристик. На основе сравнительных испытаний на растяжение был выбран монтажный материал и определены конкретные толщины материала. Анонимные наборы данных КТ с усилением контраста были собраны ретроспективно. Объемные модели для конкретного пациента были извлечены из этих наборов данных и впоследствии напечатаны на 3D-принтере. Была построена петля пульсирующего потока для имитации внутрипросветного кровотока во время вмешательств. Пригодность моделей для клинической визуализации оценивалась с помощью рентгеновской визуализации, КТ, 4D-МРТ и (допплерографии) УЗИ. Контрастное вещество использовалось для улучшения видимости в рентгеновской визуализации. Различные методы катетеризации применялись для оценки 3D-печатных фантомов в обучении врачей, а также для планирования прединтервентарной терапии.

Печатные модели показали высокое разрешение печати (~30 мкм), а механические свойства выбранного материала были сопоставимы с физиологической биомеханикой. Физические и цифровые модели показали высокую анатомическую точность по сравнению с базовым набором радиологических данных. Печатные модели подходили для ультразвуковой визуализации, а также для стандартных рентгеновских лучей. Допплерография и 4D-МРТ отображали модели потока и ориентировочные характеристики (т.е. турбулентность, напряжение сдвига стенки), соответствующие нативным данным. В лабораторных условиях на основе катетера специфичные для пациента фантомы легко катетеризировать. Было возможно планирование терапии и обучение интервенционным процедурам при сложных анатомиях (например, врожденных пороках сердца (ИБС)).

Гибкие сердечно-сосудистые фантомы, специфичные для пациента, были напечатаны на 3D-принтере, и было возможно применение общих методов клинической визуализации. Этот новый процесс идеально подходит в качестве учебного инструмента для катетерных (электрофизиологических) вмешательств и может использоваться при планировании терапии для конкретного пациента.

Введение

Индивидуализированная терапия приобретает все большее значение в современной клинической практике. По сути, их можно классифицировать на две группы: генетический и морфологический подходы. Для индивидуализированной терапии, основанной на уникальной личной ДНК, необходимо либо секвенирование генома, либо количественная оценка уровней экспрессии генов¹. Эти методы можно найти в онкологии, например, или в лечении метаболических расстройств^2. Уникальная морфология (т.е. анатомия) каждого человека играет важную роль в интервенционной, хирургической и протезной медицине. Разработка индивидуализированных протезов и планирование прединтервенционной/оперативной терапии представляют собой центральные направления исследовательских групп сегодня^3,4,5.

Исходя из промышленного прототипного производства, 3D-печать идеально подходит для этой области персонализированной медицины^6. 3D-печать классифицируется как метод аддитивного производства и обычно основана на послойном осаждении материала. В настоящее время доступно большое разнообразие 3D-принтеров с различными методами печати, позволяющих обрабатывать полимерные, биологические или металлические материалы. Из-за увеличения скорости печати, а также постоянной широкой доступности 3D-принтеров, производственные затраты становятся все менее дорогими. Поэтому использование 3D-печати для прединтервенционального планирования в повседневной жизни стало экономически целесообразным^7.

Целью этого исследования было создание метода генерации специфических для пациента или специфических для заболевания фантомов, используемых в индивидуальном планировании терапии в сердечно-сосудистой медицине. Эти фантомы должны быть совместимы с распространенными методами визуализации, а также для различных терапевтических подходов. Еще одной целью было использование индивидуализированных анатомий в качестве обучающих моделей для врачей.

Протокол

Этическое одобрение было рассмотрено этическим комитетом Университета Людвига-Максимилиана-Мюнхена и было отменено, учитывая, что наборы радиологических данных, используемые в этом исследовании, были ретроспективно собраны и полностью анонимизированы.

Пожалуйста, ознакомьтесь с руководством по безопасности МРТ института, особенно в отношении используемых желудочков LVAD и металлических компонентов проточной петли.

1. Сбор данных

1. Перед созданием анатомических фантомов выберите подходящий набор радиологических данных, предпочтительно от пациентов сердечно-сосудистых дисциплин. Виртуальная 3D-модель может быть получена как из наборов данных компьютерной томографии (КТ), так и из магнитно-резонансной томографии (МРТ).
2. Выберите размер пикселя и толщину среза (ST) набора данных, чтобы адаптироваться к размеру структур, предназначенных для представления в 3D-модели. В этом эксперименте использовался ST 0,6 мм с размером матрицы 512 x 512 и полем зрения 500 мм, что приводило к размеру пикселя 0,98 мм. Убедитесь, что значение как размера пикселя, так и ST должно быть ниже размера наименьшего признака, который должен быть виден на изображениях и 3D-модели, например, <0,3 мм для наборов данных младенцев или представления коронарных артерий, <0,6 мм для основных сердечно-сосудистых структур взрослого пациента.
3. Выполните стандартное получение для КТ-ангиографии (CTA) в спиральной технике с двойным источником с ST 0,6 мм для взрослых пациентов. Взрослым вводят 80 мл йодконтрастного вещества со скоростью 4 мл/с и начинают усвоение через 11 с после болюсного слежения в восходящей аорте при пороге 100 ХГ. Напряжение трубки и ток трубки автоматически выбираются сканером в соответствии с типом тела пациента. Выполняют реконструкцию в ядре мягких тканей с использованием высокой степени итеративной реконструкции.
   ПРИМЕЧАНИЕ: Параметры и протоколы получения CTA сильно зависят от доступного КТ-сканера, размера пациента и окружности пациента. Представленные параметры основаны на опыте и должны рассматриваться в качестве отправной точки для корректировки, а не фиксированного требования.
4. Для МР-ангиографии (MRA) выполните неконтрастную (не CE) MRA с использованием встроенной модифицированной последовательности, которая использует полностью сбалансированную форму градиентного сигнала, используя как ЭКГ,, так и дыхательный триггер (TE 3,59, TR 407,40, размер матрицы 224x224). Ускорение сбора данных МРТ с помощью сжатого зондирования, которое сочетает в себе параллельную визуализацию, разреженную выборку и итеративную реконструкцию. Например, возможно время приобретения около 5 мин для грудной аорты.
   ПРИМЕЧАНИЕ: Обязательно выберите набор данных, свободный от артефактов движения. Чтобы уменьшить артефакты движения, выполните получение изображения с использованием проспективного запуска ЭКГ и дополнительного респираторного запуска для MRA без CE. Кроме того, при выборе модели для общего использования убедитесь, что нет металлических имплантатов, так как это может улучшить качество готовой модели.
5. Для сегментации и 3D-печати сердечно-сосудистых анатомий используйте наборы данных с повышенным контрастом. Использование нативных наборов сердечно-сосудистых данных затрудняет отделение полых анатомических структур (например, сосудов или желудочков) от крови из-за сопоставимых значений Хаунсфилда примерно 30 HU^8.
   ПРИМЕЧАНИЕ: Более высокий градиент Хаунсфилда между объемом крови и окружающими мягкими тканями позволит легче разделяться в процессе сегментации. Если градиент очень мал, части мягких тканей будут отображаться как часть объема крови, что приведет к ухудшению качества модели и дополнительной постобработке.
6. При экспорте набора данных убедитесь, что выбрана достаточно низкая толщина среза (примерно 0,3 - 0,6 мм для CTA и 0,8 - 1,0 мм для MRA), так как разрешение и качество поверхности печатаемой модели во многом зависят от этого параметра.
   ПРИМЕЧАНИЕ: Если толщина среза слишком тонкая, необходимая вычислительная мощность для моделирования существенно возрастет, что соответственно замедляет процесс. С другой стороны, чрезмерная толщина среза может привести к потере мелких деталей в анатомии пациентов.

Создание 2.3D модели

ПРИМЕЧАНИЕ: Создание 3D-модели из набора радиологических данных называется процессом сегментации, и требуется специальное программное обеспечение. Сегментация медицинских изображений основана на единицах Хаунсфилда, чтобы сформировать 3-мерные модели⁹. В этом исследовании используется коммерческое программное обеспечение для сегментации и 3D-моделирования (см. Таблицу материалов),но аналогичные результаты могут быть достигнуты с помощью доступных бесплатных программ. Следующие шаги будут описаны для моделирования с помощью набора данных КТ с улучшенной контрастностью.

1. После импорта набора данных в программное обеспечение сегментации обрежьте набор данных, чтобы ограничить область интереса, то есть дугу сердца и аорты. Это достигается путем выбора инструмента «Обрезать изображения» и перемещения краев окупаемости инвестиций путем щелчка и перемещения по сторонам фрейма. Это можно сделать во всех трех направлениях. Таким образом, делается акцент на ROI вместе с уменьшением размера файла, что позволяет повысить скорость вычислений, что приводит к сокращению общего рабочего времени.
2. Определите диапазон значений единиц Хаунсфилда (около 200-800 мег),открыв инструмент Threshold, в результате чего получается комбинированная маска контрастно-усиленного объема крови и костных структур(рисунок 1A,например, грудина, части грудной клетки и позвоночник).
3. Удалите все части кости, которые нежелательны в окончательной 3D-модели, с помощью инструмента Split Mask, который позволяет маркировать и разделять несколько областей и общих срезов на основе значений и местоположения Хаунсфилда.
4. После этого разделения убедитесь, что маска, содержащая контрастный объем крови, остается. Это можно сделать, прокрутив корональную и осевую плоскости и сопоставив созданную маску с базовым набором данных. Из этой маски вычислите визуализированную 3D полигональной поверхностно-моделью (так называемый STL)(рисунок 1B).
   ПРИМЕЧАНИЕ: Имена инструментов могут отличаться в других программах сегментации.
5. Для дальнейшей адаптации и манипуляции перенесите 3D-модель в программное обеспечение для 3D-моделирования (см. Таблицу материалов). Чтобы экспортировать 3D-модель, нажмите на Export-Tool и выберите программное обеспечение для 3D-моделирования или подходящий формат данных для экспортируемого файла. Впоследствии подтвердите свой выбор, и процесс экспорта будет выполнен.
6. Используйте инструмент Trim, чтобы обрезать объем крови до конкретной области, представляющих интерес (например, удаление частей аорты или некоторых полостей сердца). Щелкните инструмент и нарисуйте контур вокруг деталей, которые необходимо удалить.
   ПРИМЕЧАНИЕ: В зависимости от качества набора данных и точности сегментации на данном этапе могут потребоваться некоторые незначительные ремонты и модификации поверхности. Дальнейшие операции проектирования позволяют манипулировать специфическими для пациента моделями в соответствии с целью использования, например, в обучении. Некоторые примеры для инженерии, в соответствии с анатомией пациентов, включают масштабирование всей модели или отдельных структур, чтобы создать или удалить связи, объединив части разных моделей в одну. Такие особенности особенно интересны для обучающих моделей с врожденными аномалиями, так как снимки КТ и МРТ редки в педиатрии, где минимизация радиации и усодации является ключевой. Поэтому адаптация и модификация существующих моделей особенно полезна для 3D-печати моделей врожденных пороков сердца.
7. Щелкните инструмент «Локальное сглаживание», чтобы настроить поверхность сегментированной модели вручную и локально. Сосредоточьтесь на удалении грубых многоугольных фигур, одиночных пиков и шероховатого края, созданных предыдущими операциями обрезки.
8. Чтобы обеспечить последующее подключение модели к проточной петле, включите трубчатые детали с определенными диаметрами, отрегулированные к имеющимся соединителям шлангов и диаметрам труб(рисунок 1C). Поэтому поместите плоскость данных параллельно открывающейся поперечной сечению сосудов на расстоянии примерно 10 мм.
   1. Чтобы разместить плоскость, выберите инструмент Создать датумную плоскость и используйте предустановленную 3-точечную плоскость. Затем нажмите на три одинаково расположенные точки на поперечном сечении судов, чтобы создать самолет. После этого введите смещение 10 мм в командном окне и подтвердите операцию.
   2. Выберите инструмент «Новый эскиз» в меню и выберите ранее созданную датумную плоскость в качестве местоположения эскиза. На эскизе поместите круг примерно на осевой линии сосуда и установите ограничение радиуса в соответствии с внешним диаметром разъема шланга (24 мм для входа аорты, 8-10 мм для подключичных, сонных и почечных сосудов и 16-20 мм для дистального отверстия сосуда).
9. Из созданного эскиза используйте инструмент «Экструдировать» для создания цилиндра длиной 10 мм. Ориентируйте экструзию на отход от отверстия сосуда, чтобы создать расстояние между цилиндром и поперечным сечением сосуда 10 мм. Затем используйте инструмент Loft, чтобы создать связь между окончанием сосуда и геометрически определенным цилиндром. В этот момент обеспечьте плавный переход между двумя поперечными сечениями, тем самым избегая турбулентности и областей низкого потока в конечной 3D-модели потока(рисунок 1D).
   ПРИМЕЧАНИЕ: Следуя этим шагам, будет создана 3D-модель объема крови аорты и адгезивных артерий. Кроме того, он будет включать в себя разъемы, необходимые для последующего подключения его к контуру потока.
10. Чтобы сделать пустое пространство крови, используйте инструмент Hollow в программном обеспечении. В командном окне введите требуемую толщину стенки (в этом эксперименте: 2,5 мм) Кроме того, направление процесса выдолбления должно быть установлено в Значение Снаружи. После этого подтвердите выбор, и процесс выдолбления будет выполнен.
    ПРИМЕЧАНИЕ: Этот шаг позволяет выбрать фиксированную толщину стенки для всей модели. Поскольку «выдолбление» создает определенную толщину стенки на всех поверхностях, в результате получится полностью закрытая модель. Поэтому концы всех сосудов необходимо будет обрезать еще раз, используя шаг, описанный в шаге 2.6(рисунок 1E). При использовании гибких материалов для 3D-печати этот шаг необходим для определения конечных биомеханических свойств фантома. Увеличивая толщину стенки модели, логически получится более высокая упругость и более низкая эластичность. Если механические свойства нативной ткани и материала для 3D-печати неизвестны, на этом этапе должны быть проведены испытания на растяжение. Поскольку толщина стенки постоянна во всей модели, желаемые механические свойства должны быть воссоздана в области, интересуя модели.
11. Некоторые программы для обработки предлагают «Мастер» для обеспечения печати конечной модели, что настоятельно рекомендуется. На этом дополнительном этапе обработки будет проанализирована полигональная сетка модели и пометка перекрытий, дефектов и небольших объектов, которые не связаны с моделью. Обычно мастер предлагает решения для устранения найденных проблем, в результате чего получается печатаемая 3D-модель(рисунок 1F).
12. Экспортируйте окончательную модель в виде STL-файла, выбрав опцию Экспорт на вкладке Файл.
    ПРИМЕЧАНИЕ: Для подтверждения точности разработанной 3D-модели некоторые программы позволяют накладывать окончательный контур STL и базовый набор радиологических данных. Это позволяет визуально сравнить 3D-модель с нативной анатомией. Кроме того, необходимо выбрать принтер с подходящим пространственным разрешением < 40 мкм, чтобы обеспечить точную печать цифровой модели.

3.3D печать и настройка контура потока

1. Загрузите файл .stl на 3D-принтер, используя программное обеспечение для нарезки, предоставленное производителем, для создания физического фантома анатомии. В идеале следует использовать печатный слой высотой ≤ 0,15 мм, чтобы обеспечить высокое разрешение и хорошее качество печати.
   ПРИМЕЧАНИЕ: На рынке представлен широкий ассортимент материалов для эластичной печати и подходящих 3D-принтеров. Для печати ранее описанных цифровых моделей можно использовать различные настройки. Однако разрешение, постобработка и механическое поведение могут отличаться от представленных результатов.
2. После загрузки файла печати из программного обеспечения для нарезки на 3D-принтер убедитесь, что количество печатного материала и вспомогательного материала в картриджах принтера достаточно для 3D-модели и начните печать.
3. После процесса печати удалите вспомогательный материал из готовой модели. Сначала удалите опорный материал вручную, аккуратно сдавлив модель, с последующим погружением в воду или соответствующий растворитель (в зависимости от материала поддержимого). Сушить в инкубаторе при 40 °C в течение ночи.
   ПРИМЕЧАНИЕ: Удаление опорного материала может быть трудоемким шагом, в зависимости от сложности анатомической модели. Хотя использование таких инструментов, как шпатели, ложки и медицинские зонды, может немного сократить время постобработки, оно также увеличивает опасность перфорации стенки модели, делая ее бесполезной для тестирования жидкости. При использовании технологии печати Polyjet вся модель будет заключена в опорный материал. Это необходимо для поддержания неотвержденный модельный материал на месте, пока он отверждается с помощью ультрафиолетового света. В полых трубчатых моделях это приведет к гораздо более высокому спросу на опорный материал по сравнению с фактическим материалом модели. Модель, представленная на рисунке 2, использует примерно 200 г модельного материала и 2000 г опорного материала.
4. Далее встраиваем модель в 1% агар. Это уменьшает артефакты движения во время клинической визуализации модели. Во-вторых, агар обеспечивает лучшую тактильную обратную связь во время сонографической визуализации и лучшую силовую обратную связь во время катетеризации по сравнению с погружением в воду.
   1. Используйте пластиковую коробку с боковыми полями не менее 2 см вокруг модели. Просверлите отверстия в стенках коробки, чтобы трубы могли быть соединены из сосудов с насосом и резервуаром.
   2. Приготовьте раствор агара, добавив 1% мас./в в воду и доведя до кипения. После кипячения и перемешивания смеси дайте ей остыть в течение 5 мин и вылейте в коробку для создания грядки высотой не менее 2 см, на которую будет помещена модель.
      ПРИМЕЧАНИЕ: Если модель помещается непосредственно на дно коробки, пульсирующая жидкость внутри модели создает асимметричное движение вверх.
5. В то время как агаровая кровать устанавливается, подключите модель к несоответствующим трубам из ПВХ, используя коммерческие разъемы шлангов в каждом отверстии. Труба диаметром 3/8" рекомендуется для крупных сосудов (например, аорты) и/или анатомических структур с высоким кровотоком (например, желудочков). Для небольших сосудов достаточно трубки 1/8". Используйте застежки-молнии, чтобы зафиксировать соединение между разъемами шланга и 3D-моделью и убедиться в отсутствии утечки жидкости.
6. Проведите трубки из ПВХ через просверленные отверстия в коробку, а затем поместите модель поверх установленного агарного слоя. Чтобы предотвратить утечку агара из этих отверстий, используйте термостойкую пластилину для его герметизации. Впоследствии заполните коробку агаров, накрыв модель, добавив сверху слой 2 см и оставив на час при комнатной температуре, чтобы агар полностью остыл и стег. Для этого потребуется больше смеси агара, описанной на этапе 3.4.
   ПРИМЕЧАНИЕ: Агар после отверждения будет пригоден для использования в течение примерно недели, если его охлаждать. Как только он заметно уменьшится в объеме, его следует заменить свежей партией.
7. Подключите пульсирующий пневматический желудочковый насос к модели с помощью трубки 3/8", прикрепленной к проксимальному отверстию. Подключите другие трубы к резервуару и затем подключите резервуар к входу желудочкового насоса, чтобы создать замкнутый контур потока. (Рисунок 2;например, желудочковое вспомогательное устройство (VAD)-желудочек). Насос должен иметь тактный объем 80 - 100 мл для обеспечения достаточного физиологического потока во взрослых анатомиях. Для детской анатомии доступны небольшие насосные камеры.
8. Желудочек следует перемешивать поршневым насосом с тактовым объемом 120 - 150 мл, чтобы учесть сжатие воздуха в системе соединительных трубок.

4. Клиническая визуализация

ПРИМЕЧАНИЕ: Чтобы предотвратить артефакты в клинической визуализации, необходимо убедиться, что в контуре жидкости нет воздушных карманов.

1. Компьютерная томография
   1. Для получения компьютерной томографии поместите весь контур потока в компьютерный томограф с приводным устройством, стоящим рядом. Подключите насос контрастных веществ непосредственно к резервуару протоковой петли, поэтому затопление модели контрастным веществом можно будет имитировать во время сканирования. Это особенно полезно для визуализации сосудистых патологий.
   2. Выполните КТ как динамическое сканирование всей модели для визуализации притока контрастных веществ. Напряжение трубки установлено на уровне 100 кВп, ток трубки на уровне 400 мА. Коллимация составляет 1,2 мм. Впрыскиваем 100 мл разбавленного йодированного контрастного вещества 1:10 в резервуар модели со скоростью 4 мл/с. Запустите сканирование с помощью болюсного запуска в ведущей трубке, с порогом 100 HU и задержкой 4 с.
2. Сонография
   1. Наложите небольшое количество ультразвукового геля поверх блока агара, чтобы уменьшить артефакты. Запустите насос и используйте ультразвуковую головку, чтобы найти анатомическую структуру, интересующемую для ультразвуковой визуализации (т. Е. Сердечные клапаны). Используйте режим 2D-echo для оценки движения листовки, а также поведения открытия и закрытия клапана. Используйте цветной допплер для оценки кровотока через клапан и спектральный допплер для количественной оценки скорости потока после сердечного клапана.
3. Катетеризация/Вмешательства
   1. Вставьте порт доступа в трубку из ПВХ непосредственно под 3D-моделью, чтобы облегчить доступ к анатомии с помощью сердечного катетера или направляющей проволоки. После запуска контура потока проверьте наличие утечки в точке входа в порт. При необходимости используйте двухкомпонентный клей для герметизации отверстия.
   2. Поместите 3D-модель на стол пациента под С-образным плечом рентгеновского аппарата. Используйте рентгеновскую визуализацию, чтобы направлять катетер и проводники через анатомические структуры. Для баллонного расширения или размещения стенттрансплантата используют непрерывный рентгеновский режим для визуализации расширения устройства.
      ПРИМЕЧАНИЕ: Обучение катетеризации и вмешательству на 3D-печатных моделях позволяет взаимозаменяемо использовать различные анатомические и патологические модели. Это еще больше увеличивает разнообразие и реалистичность тренировочной обстановки.
4. 4D-МРТ
   1. Используйте сканер 1,5 Т для получения МРТ и убедитесь, что протокол сбора состоит из неконтрастной MRA, как описано выше, и последовательности 4D-Flow. Для 4D-Flow получится изотропный набор данных с 25 фазами и толщиной среза 1,2 мм (TE 2.300, TR 38.800, FA 7°, размер матрицы 298 x 298). Установите кодировку скорости на 100 см/с. Измерения in vitro выполняются с использованием смоделированных ЭКГ- и дыхательных триггеров.
   2. Для анализа 4D-Flow коробка со встроенной моделью и VAD-желудочком помещается в МРТ-сканер и покрывается 18-канальной катушкой корпуса. Что касается магнитного поля МРТ-сканера, то пневматический привод должен быть размещен за пределами помещения сканера; поэтому обычно требуется более длинная система соединительных труб.
   3. Выполняйте анализ изображений 4D-Flow с помощью коммерчески доступного программного обеспечения. Сначала импортируйте набор данных 4D-MRI, выбрав его с флэш-накопителя. Затем выполните полуавтоматизированную коррекцию смещения и коррекцию сглаживания для улучшения качества изображения. Впоследствии центральная линия судна автоматически прослеживается, и программное обеспечение извлекает 3D-объем.
   4. Наконец, выполните количественный анализ параметров потока, щелкнув по отдельным вкладкам в окне анализа. Визуализация потока, визуализация контура и вектор потока будут визуализированы без дополнительного ввода. Для количественной оценки давления и напряжения сдвига стенки в соответствующей вкладке разместите две плоскости, нажав на кнопку Добавить плоскость. Самолеты будут автоматически размещены перпендикулярно осевой линии судна.
   5. Переместите плоскости к ROI, перетащив их вдоль осевой линии, поэтому одна плоскость помещается в начале ROI, а другая в конце. На диаграмме рядом с 3D-моделью падение давления через ROI и напряжение сдвига стенки будут визуализированы и количественно оценены.

Результаты

Описанные репрезентативные результаты сосредоточены на нескольких сердечно-сосудистых структурах, обычно используемых при планировании, тренировках или тестировании. Они были созданы с использованием изотропных наборов КТ-данных с ST 1,0 мм и размером вокселя 1,0 мм³. Толщина стенки моделей аневризмы аорты была установлена на уровне 2,5 мм в соответствии с результатами сравнительных испытаний на растяжение печатного материала (прочность на растяжение: 0,62 ± 0,01^Н/мм2; F_ма...

Обсуждение

Представленный рабочий процесс позволяет устанавливать индивидуализированные модели и тем самым осуществлять прединтервентатное планирование терапии, а также обучение врача по индивидуализированным анатомиям. Для этого специфичные для пациента томографические данные могут быть использованы для сегментации и 3D-печати гибких сердечно-сосудистых фантомов. Реалистируя эти 3D-печатные модели в имитационном тираже, можно реалистично смоделировать различные клинические ситуации.

В настоящее время мн...

Материалы

Список материалов, использованных в этой статье

Имя	Компания	Каталожный номер	Комментарии
Программное обеспечение 3-matic	materialise AB		версия 15.0 - коммерческое программное обеспечение для 3D-моделирования
affiniti 50	Philips Medical Systems GmbH		Система ультразвуковой визуализации
Agilista W3200	Keyence Co.		3D-принтер Polyjet с пространственным разрешением 30&мкм; m
AR-G1L	Keyence Co.		гибкий материал для 3D-печати
Artis Zee	Siemens Healthcare GmbH		Ангиографический рентгеновский сканер
cvi42	CCI Inc.		Версия программного обеспечения 5.12 - Программное обеспечение для анализа потока
4D Диагностический катетер, многоцелевой MPA 2	Cordis, катетер компании		для педиатрических учебных моделей, размеры 4F для младенцев и 5F для детей, молодых взрослых
Excor Ventricular Assist Device	Berlin Heart GmbH		80 -100 мл ударный объем
Imeron 400 Контрастное вещество	Bracco Imaging		CT - контрастное вещество
IntroGuide F	Angiokard Medizintechnik GmbH		Проводниковая проволока с J-образным наконечником; диаметр: 0,035 дюйма длина: 220 см
Lunderquist Guidewire	Cook Medical Inc.		(T)EVAR интервенционный проводник
MAGNETOM Aera	Siemens Healthcare GmbH		МРТ сканер
Magnevist Контрастное вещество	Bayer Vital GmbH		MRI - контрастное вещество
имитирует	Materialise AB		Версия 23.0 - Коммерческое программное обеспечение
для сегментации Студия моделирования	Keyence Co.		3D-принтер Программное обеспечение для нарезки
трубок
Radifocus Направляющая проволока M	Terumo Europe NV		Прямая направляющая проволока; диаметр: 0,035 дюйма длина: 260 см
Действительно полезная коробка 9L	Действительно полезные продукты Ltd.
Rotigarose - Стандарт Agar	Carl Roth GmbH	3810.4
Solidworks	Dassault Systèmes SE		версия программного обеспечения 2019-2020; Программное обеспечение для проектирования
САПР SOMATOM	Force Siemens Healthcare GmbH		Компьютерный томограф
syngo через	Siemens Healthcare GmbH		Программное обеспечение для радиологической визуализации