Summary
Her presenterer vi utvikling av et mock sirkulasjonsoppsett for multimodal terapievaluering, preintervensjonell planlegging og legeopplæring på kardiovaskulære anatomier. Med anvendelsen av pasientspesifikke tomografiske skanninger er dette oppsettet ideelt for terapeutiske tilnærminger, opplæring og utdanning i individualisert medisin.
Abstract
Kateterbaserte intervensjoner er standard behandlingsalternativer for kardiovaskulære patologier. Derfor kan pasientspesifikke modeller bidra til å trene legers trådferdigheter samt forbedre planleggingen av intervensjonsprosedyrer. Målet med denne studien var å utvikle en produksjonsprosess av pasientspesifikke 3D-trykte modeller for kardiovaskulære intervensjoner.
For å lage et 3D-trykt elastisk fantom ble forskjellige 3D-printing materialer sammenlignet med porcin biologisk vev (dvs. aortavev) når det gjelder mekaniske egenskaper. Et passende materiale ble valgt basert på komparative strekkprøver og spesifikke materialtykkelser ble definert. Anonymiserte kontrastforbedrede CT-datasett ble samlet inn i ettertid. Pasientspesifikke volumetriske modeller ble hentet fra disse datasettene og deretter 3D-trykt. En pulsatile strømningssløyfe ble konstruert for å simulere den intraluminale blodstrømmen under intervensjoner. Modellenes egnethet for klinisk avbildning ble vurdert ved røntgenavbildning, CT, 4D-MR og (Doppler) ultrasonografi. Kontrastmedium ble brukt til å forbedre synligheten i røntgenbasert bildebehandling. Ulike kateteriseringsteknikker ble brukt for å evaluere 3D-trykte fantomer i legers trening samt for preintervensjonell terapiplanlegging.
Trykte modeller viste høy utskriftsoppløsning (~ 30 μm) og mekaniske egenskaper til det valgte materialet var sammenlignbare med fysiologisk biomekanikk. Fysiske og digitale modeller viste høy anatomisk nøyaktighet sammenlignet med det underliggende radiologiske datasettet. Trykte modeller var egnet for ultralydavbildning så vel som standard røntgenstråler. Doppler ultrasonografi og 4D-MR viste strømningsmønstre og landemerkeegenskaper (dvs. turbulens, veggskjærstress) som samsvarer med innfødte data. I et kateterbasert laboratoriemiljø var pasientspesifikke fantomer enkle å katetrere. Terapiplanlegging og opplæring av intervensjonsprosedyrer på utfordrende anatomier (f.eks. medfødt hjertesykdom (CHD)) var mulig.
Fleksible pasientspesifikke kardiovaskulære fantomer ble 3D-trykt, og anvendelsen av vanlige kliniske avbildningsteknikker var mulig. Denne nye prosessen er ideell som et treningsverktøy for kateterbaserte (elektrofysiologiske) intervensjoner og kan brukes i pasientspesifikk terapiplanlegging.
Introduction
Individualiserte terapier får økende betydning i moderne klinisk praksis. I hovedsak kan de klassifiseres i to grupper: genetiske og morfologiske tilnærminger. For individualiserte terapier basert på unikt personlig DNA, er enten genomsekvensering eller kvantifisering av genuttrykksnivåer nødvendig1. Man kan finne disse metodene i onkologi, for eksempel, eller i metabolsk lidelse behandling2. Den unike morfologien (dvs. anatomi) til hvert individ spiller en viktig rolle i intervensjons-, kirurgisk og protesemedisin. Utviklingen av individualiserte proteser og preintervensjonell/-operativ terapiplanlegging representerer sentrale fokuser på forskningsgrupper i dag3,4,5.
3D-printing kommer fra industriell prototypeproduksjon, og er ideell for dette feltet av personlig medisin6. 3D-printing er klassifisert som en additiv tilvirkningsmetode og normalt basert på en lag-for-lag-avsetning av materiale. I dag er et bredt utvalg av 3D-skrivere med forskjellige utskriftsteknikker tilgjengelig, noe som muliggjør behandling av polymere, biologiske eller metalliske materialer. På grunn av økende utskriftshastigheter og kontinuerlig utbredt tilgjengelighet av 3D-skrivere, blir produksjonskostnadene gradvis billigere. Derfor har bruken av 3D-printing for pre-intervensjonell planlegging i daglige rutiner blitt økonomisk mulig7.
Målet med denne studien var å etablere en metode for å generere pasientspesifikke eller sykdomsspesifikke fantomer, som kan brukes til individualisert terapiplanlegging i kardiovaskulær medisin. Disse fantomene skal være kompatible med vanlige avbildningsmetoder, så vel som for forskjellige terapeutiske tilnærminger. Et annet mål var bruk av individualiserte anatomier som treningsmodeller for leger.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Protocol
Etisk godkjenning ble vurdert av den etiske komiteen til Ludwig-Maximilians-Universität München og ble frafalt gitt at de radiologiske datasettene som ble brukt i denne studien, i ettertid ble samlet inn og fullstendig anonymisert.
Se instituttets retningslinjer for MR-sikkerhet, spesielt når det gjelder de brukte LVAD-ventrikelen og metallkomponentene i strømningssløyfen.
1. Datainnsamling
- Før du lager de anatomiske fantomene, velg et passende radiologiske datasett, helst fra pasienter i kardiovaskulære disipliner. Den virtuelle 3D-modellen kan avledes fra datasettene både, beregnet tomografi (CT) eller MAGNETISK resonansavbildning (MR).
- Velg pikselstørrelsen og stykketykkelsen (ST) på datasettet for å tilpasse seg størrelsen på strukturene som skal representeres i 3D-modellen. Dette eksperimentet brukte en ST på 0,6 mm med en matrisestørrelse på 512 x 512 og et synsfelt på 500 mm som fører til en pikselstørrelse på 0,98 mm. Forsikre deg om at verdien av både pikselstørrelse og ST må ligge under størrelsen på den minste funksjonen som skal være synlig i bildene og 3D-modellen, for eksempel <0,3 mm for datasett av spedbarn eller representasjon av koronar, <0,6 mm for de viktigste kardiovaskulære strukturene til en voksen pasient.
- Utføre standard oppkjøp for CT angiografi (CTA) i dual-source spiral teknikk med en ST på 0,6 mm for voksne pasienter. For voksne, injiser 80 ml jodkontrastmiddel med en hastighet på 4 ml / s og start oppkjøpet 11 s etter bolussporing i stigende aorta med en terskel på 100 HU. Rørspenningen og rørstrømmen velges automatisk av skanneren i henhold til pasientens kroppstype. Utfør rekonstruksjon i en bløtvevskjerne ved hjelp av en høy grad av iterativ rekonstruksjon.
MERK: CTA-anskaffelsesparametere og protokoller er svært avhengige av tilgjengelig CT-skanner, pasientstørrelse og pasientomkrets. De presenterte parametrene er erfaringsbaserte og bør tas som utgangspunkt for justering i stedet for et fast krav. - For MR-angiografi (MRA) kan du utføre ikke-kontrastforbedret (ikke-CE) MRA ved hjelp av en intern modifisert sekvens som bruker en fullt balansert gradientbølgeform, ved hjelp av både EKG- og åndedrettsutløser (TE 3.59, TR 407.40, matrisestørrelse 224x224). Oppnå akselerert MR-datainnsamling ved hjelp av komprimert sensing som kombinerer parallell avbildning, sparsom prøvetaking og iterativ rekonstruksjon. Som et eksempel er oppkjøpstider på ca 5 min for thoracic aorta mulig.
MERK: Pass på at du velger et datasett som er fritt for bevegelsesartefakter. For å redusere bevegelsesartefakter, utfør bildeanskaffelse ved hjelp av potensiell EKG-utløser og ekstra respiratorisk utløsning for mra utenfor CE. Videre, når du velger en modell for generell bruk, må du sørge for at det ikke er metallimplantater, da dette kan forbedre kvaliteten på den ferdige modellen. - For segmentering og 3D-utskrift av kardiovaskulære anatomier, bruk kontrastforbedrede datasett. Bruken av innfødte kardiovaskulære datasett gjør separasjon av hule anatomiske strukturer (f.eks. kar eller ventrikel) fra blod vanskelig, på grunn av sammenlignbare Hounsfield-verdier på omtrent 30 HU8.
MERK: En høyere Hounsfield verdi gradient mellom blodvolum og omkringliggende bløtvev vil gi en enklere separasjon i segmenteringsprosessen. Hvis gradienten er svært liten, vil deler av bløtvevet vises som en del av blodvolumet, noe som resulterer i dårlig modellkvalitet og ekstra etterbehandling. - Når du eksporterer datasettet, må du sørge for å velge en rimelig lav stykketykkelse (omtrent 0,3 - 0,6 mm for CTA og 0,8 - 1,0 mm for MRA), siden oppløsningen og overflatekvaliteten til den trykte modellen avhenger sterkt av denne parameteren.
MERK: Hvis stykketykkelsen er for tynn, vil den nødvendige datakraften for modellering øke betydelig, noe som bremser prosessen tilsvarende. På den annen side kan overdreven skivetykkelse føre til tap av små detaljer i pasientens anatomi.
Opprettelse av 2.3D-modell
MERK: Opprettelsen av en 3D-modell fra et radiologiske datasett kalles segmenteringsprosessen, og det kreves en spesiell programvare. Segmenteringen av medisinske bilder baserer seg på Hounsfield-enheter, for å danne 3-dimensjonale modeller9. Denne studien bruker en kommersiell segmenterings- og 3D-modelleringsprogramvare (se Materialfortegnelse), men lignende resultater kan oppnås ved hjelp av tilgjengelig freeware. Følgende trinn vil bli beskrevet for modellering fra et kontrastforbedret CT-datasett.
- Etter å ha importert datasettet til segmenteringsprogramvaren, beskjær datasettet for å begrense interesseområdet, det vil si hjerte- og aortabue. Oppnådd dette ved å velge Beskjær bilder-verktøyet og flytte kantene på avkastningen ved å klikke og flytte sidene av rammen. Dette kan gjøres i alle tre retninger. Derfor oppnås fokus på avkastningen, sammen med en reduksjon av filstørrelsen, noe som muliggjør høyere databehandlingshastighet, noe som fører til redusert generell arbeidstid.
- Definer en rekke Hounsfield-enhetsverdier (ca. 200-800 HU) ved å åpne terskelverktøyet, noe som resulterer i en kombinert maske av det kontrastforbedrede blodvolumet og beinstrukturene (figur 1A, for eksempel brystben, deler av ribbeina og ryggraden).
- Fjern alle bendeler som er uønskede i den endelige 3D-modellen ved hjelp av Split Mask-verktøyet som muliggjør merking og separasjon av flere områder og generelle skiver, basert på Hounsfield-verdier og plassering.
- Etter denne separasjonen må du sørge for at en maske som inneholder det kontrastforbedret blodvolumet, forblir. Dette kan gjøres ved å bla gjennom korona- og aksialplanene og matche den opprettede masken med det underliggende datasettet. Fra denne masken beregner du en gjengitt 3D-polygonoverflatemodell (den såkalte STL) (Figur 1B).
MERK: Verktøynavn kan variere i andre segmenteringsprogrammer. - For ytterligere tilpasning og manipulering, overfør 3D-modellen til en 3D-modelleringsprogramvare (se Materialfortegnelse). Hvis du vil eksportere 3D-modellen, klikker du på Eksporter-verktøyet og velger programvaren for 3D-modellering, eller et passende dataformat for den eksporterte filen. Bekreft deretter valget ditt, og eksportprosessen vil bli utført.
- Bruk trimverktøyet til å beskjære blodvolumet til det bestemte interesseområdet (f.eks. fjerne deler av aorta eller noen av hjertehulene). Klikk verktøyet, og tegn en kontur rundt delene som må fjernes.
MERK: Avhengig av datasettkvaliteten og nøyaktigheten til segmenteringen, kan det være nødvendig med noen mindre overflatereparasjoner og modifikasjoner på dette tidspunktet. Videre designoperasjoner gjør det mulig å manipulere pasientspesifikke modeller i henhold til formålet med bruk, for eksempel i opplæring. Noen eksempler for prosjektering, i henhold til pasientens anatomi, inkluderer skalering av hele modellen eller enkeltstrukturer, for å opprette eller slette tilkoblinger, kombinere deler av forskjellige modeller i en. Slike egenskaper er spesielt interessante for treningsmodeller med medfødte abnormiteter, da CT- og MR-bilder er sjeldne hos pediatri, hvor minimering av stråling og sedasjon er nøkkelen. Derfor er tilpasning og modifikasjon av eksisterende modeller spesielt nyttig for 3D-utskrift av medfødte hjertefeilmodeller. - Klikk verktøyet lokal utjevning for å justere overflaten på den segmenterte modellen manuelt og lokalt. Fokuser på å fjerne grove polygonformer, enkelttopper og grove kanter skapt av de tidligere trimmingsoperasjonene.
- For å tillate senere tilkobling av modellen til en strømningssløyfe, ta med rørformede deler med definerte diametre justert til tilgjengelige slangekontakter og rørdiametre (Figur 1C). Plasser derfor et datumplan parallelt med åpningen av tverrsnittet av fartøyene i en avstand på omtrent 10 mm.
- Hvis du vil plassere planet, velger du verktøyet Opprett datumplan og bruker det forhåndsinnstilte 3-punktsplanet. Deretter klikker du på tre like avstandspunkter på fartøyenes tverrsnitt for å lage flyet. Deretter skriver du inn en forskyvning på 10 mm i kommandovinduet og bekrefter operasjonen.
- Velg verktøyet Ny skisse på menyen, og velg det tidligere opprettede datoplanet som plassering for skissen. I skissen plasserer du en sirkel omtrent på fartøyets midtlinje og angir radiusbegrensningen slik at den samsvarer med den ytre diameteren på slangekontakten (24 mm for aortainntak, 8-10 mm for subklave, karotis og nyrefartøy og 16-20 mm for fartøyets distale åpning).
- Fra den opprettede skissen bruker du Ekstrude-verktøyet til å lage en sylinder med en lengde på 10 mm. Orienter profilen for å bevege deg bort fra karåpningen, for å skape en avstand mellom sylinderen og fartøyets tverrsnitt på 10 mm. Bruk deretter Loft-verktøyet til å opprette en forbindelse mellom karendepunktet og den geometrisk definerte sylinderen. På dette tidspunktet sikrer du en jevn overgang mellom de to tverrsnittene, og dermed unngår turbulens og lav strømningsområder i den endelige 3D-strømningsmodellen (Figur 1D).
MERK: Ved å følge disse trinnene, opprettes en 3D-modell av blodvolumet av aorta og tilhengerarterier. Videre vil den inkludere kontaktene som kreves for senere å koble den til en strømningssløyfe. - For å lage et hult blodrom, bruk Hollow-verktøyet i programvaren. I kommandovinduet skriver du inn ønsket veggtykkelse (i dette eksperimentet: 2,5 mm) Videre må retningen på uthulingsprosessen settes til Utenfor. Deretter må du bekrefte valget, og uthulingsprosessen vil bli utført.
MERK: Dette trinnet tillater valg av fast veggtykkelse for hele modellen. Siden "uthuling" skaper en definert veggtykkelse på alle overflater, vil en helt lukket modell resultere. Derfor må endene på alle fartøyene trimmes igjen ved hjelp av trinnet som er beskrevet i trinn 2.6 (Figur 1E). Når du bruker fleksible 3D-utskriftsmaterialer, er dette trinnet viktig for å definere de endelige biomekanikeregenskapene til fantomet. Ved å øke modellens veggtykkelse vil høyere motstandskraft og lavere elastisitet logisk resultere. Hvis de mekaniske egenskapene til det opprinnelige vevet og 3D-utskriftsmaterialet ikke er kjent, må strekkprøver utføres på dette tidspunktet. Siden veggtykkelsen er konstant over hele modellen, bør de ønskede mekaniske egenskapene gjenskapes i modellens interesseområde. - Noen prosesseringsprogrammer tilbyr en "veiviser" for å sikre at den endelige modellen kan skrives ut, noe som anbefales på det sterkeste. Dette valgfrie behandlingstrinnet vil analysere modellens polygonnett og markere overlappinger, feil og små gjenstander, som ikke er koblet til modellen. Vanligvis tilbyr veiviseren løsninger for å fjerne problemene som blir funnet, noe som resulterer i en utskrivbar 3D-modell (figur 1F).
- Eksporter den endelige modellen som STL-fil ved å velge alternativet Eksporter i kategorien Fil .
MERK: For å bekrefte nøyaktigheten til den designede 3D-modellen, aktiverer noen programvare overlegget av den endelige STLs kontur og det underliggende radiologiske datasettet. Dette gjør det mulig å sammenligne 3D-modellen visuelt med den opprinnelige anatomien. Videre må en skriver med en passende romlig oppløsning på < 40 μm velges, for å muliggjøre en nøyaktig utskrift av den digitale modellen.
Oppsett av 3.3D- og flytløkke
- Last opp STL-filen til en 3D-skriver ved hjelp av skjæreprogramvaren fra produsenten for å produsere et fysisk fantom av anatomien. Ideelt sett bør man bruke en utskriftslaghøyde på ≤ 0,15 mm for å sikre høy oppløsning og god utskriftskvalitet.
MERK: Det er et bredt spekter av elastiske utskriftsmaterialer og egnede 3D-skrivere tilgjengelig på markedet. Ulike oppsett kan brukes til å skrive ut de tidligere beskrevne digitale modellene. Oppløsning, etterbehandling og mekanisk oppførsel kan imidlertid avvike fra de presenterte resultatene. - Når du har lastet opp utskriftsfilen fra skjæreprogramvaren til 3D-skriveren, må du kontrollere at mengden utskriftsmateriale og støttemateriale i skriverens kassetter er tilstrekkelig for 3D-modellen og starte utskriften.
- Etter utskriftsprosessen fjerner du støttematerialet fra den ferdige modellen. Fjern først støttematerialet manuelt ved å klemme modellen forsiktig, etterfulgt av nedsenking i vann eller et respektive løsningsmiddel (avhengig av støttemateriale). Tørk i en inkubator satt til 40 °C over natten.
MERK: Fjerning av støttematerialet kan være et tidkrevende trinn, avhengig av kompleksiteten til den anatomiske modellen. Mens bruk av verktøy som spatler, skjeer og medisinske sonder kan redusere etterbehandlingstiden litt, øker det også faren for å perforere modellens vegg, noe som gjør den ubrukelig for væsketesting. Når du bruker Polyjet-utskriftsteknologien, vil hele modellen bli innkapslet av et støttemateriale. Dette er nødvendig for å holde det usikrede modellmaterialet på plass mens det herdes ved hjelp av UV-lys. I hule rørformede modeller vil dette føre til en mye høyere etterspørsel etter støttemateriale sammenlignet med faktisk modellmateriale. Modellen som presenteres i figur 2 bruker omtrent 200 g modellmateriale og 2000 g støttemateriale. - Deretter legger du inn modellen i 1% agar. Dette reduserer bevegelsesartefakter under klinisk avbildning av modellen. For det andre gir agar en bedre haptisk tilbakemelding under sonografisk avbildning, og en bedre krafttilbakemelding under kateterisering, sammenlignet med nedsenking i vann.
- Bruk en plastboks med minst 2 cm sidemarger rundt modellen. Bor hull i boksens vegger slik at rørene kan kobles fra karene til pumpen og reservoaret.
- Forbered en agarløsning ved å tilsette 1% m / v i vann og kok opp. Etter koking og omrøring av blandingen, la den avkjøles i 5 min og hell i esken for å skape en seng på minst 2 cm høyde, som modellen skal plasseres på.
MERK: Hvis modellen plasseres direkte på bunnen av esken, vil pulsatiteten til væsken inne i modellen skape en asymmetrisk oppadgående bevegelse.
- Mens agarsengen setter, kobler du modellen til ikke-kompatible PVC-rør ved hjelp av kommersielle slangekontakter ved hver åpning. En rørdiameter på 3/8" anbefales for store kar (f.eks. aorta) og/eller anatomiske strukturer med høy blodstrøm (f.eks. ventrikler). For mindre fartøy er et 1/8" rør tilstrekkelig. Bruk glidelåsbånd for å feste forbindelsen mellom slangekontaktene og 3D-modellen og sørg for at det ikke er væskelekkasje.
- Før PVC-rørene gjennom de borede hullene inn i esken, og plasser deretter modellen på toppen av den innstilte agarsengen. For å unngå at agar lekker ut av disse hullene, bruk varmebestandig modelleringsleire for å forsegle den. Fyll deretter boksen med agar, dekker modellen ved å legge til et 2 cm lag på toppen og la det stå i en time ved romtemperatur for agaren å avkjøle og stille inn. Dette vil kreve mer av agarblandingen beskrevet i trinn 3.4.
MERK: Agaren når den er herdet vil kunne brukes i omtrent en uke, hvis den er nedkjølt. Når det synlig reduserer i volum, bør det erstattes av en frisk batch. - Koble en pulserende pneumatisk ventrikkelpumpe til modellen ved hjelp av 3/8" slangen som er festet til den proksimale åpningen. Koble de andre rørene til reservoaret og koble deretter reservoaret til innløpet til ventrikkelpumpen for å skape en lukket strømningssløyfe. (Figur 2; f.eks. ventrikkelhjelpeapparat (VAD)-ventrikel). Pumpen skal ha et slagvolum på 80 - 100 ml for å sikre tilstrekkelig fysiologisk strømning i voksne anatomier. For pediatriske anatomier er mindre pumpekamre tilgjengelig.
- Ventrikelen skal agiteres av en stempelpumpe med et slagvolum på 120 - 150 ml, for å ta hensyn til luftkompresjon i tilkoblingsrørsystemet.
4. Klinisk avbildning
MERK: For å forhindre artefakter i klinisk avbildning, må det sikres at det ikke er luftlommer i væskekretsen.
- CT-avbildning
- For CT-avbildning plasserer du hele strømningssløyfen i CT-skanneren med drivenheten stående i nærheten. Koble kontrastmiddelpumpen direkte til reservoaret på strømningssløyfen, slik at oversvømmelsen av modellen med kontrastmiddel kan simuleres under skanning. Dette er spesielt nyttig for visualisering av vaskulære patologier.
- Utfør CT som en dynamisk skanning over hele modellen for å visualisere kontrastmiddeltilstrømning. Rørspenningen er satt til 100 kVp, rørstrøm ved 400 mAs. Sammenlikning er 1,2 mm. Injiser 100 ml 1:10 fortynnet jodkontrastmiddel i modellens reservoar med en hastighet på 4 ml/s. Start skanningen med bolusutløser i det ledende røret, med en terskel på 100 HU og 4 s forsinkelse.
- Sonografi
- Sett en liten mengde ultralydgel på toppen av agarblokken for å redusere gjenstander. Start pumpen og bruk ultralydhodet til å finne den anatomiske strukturen av interesse for ultralydavbildning (dvs. hjerteklaffer). Bruk 2D-ekkomodus for å evaluere brosjyrebevegelse, samt ventilens åpnings- og lukkeadferd. Bruk farge Doppler til å evaluere blodstrømmen over ventilen og spektral Doppler for å kvantifisere strømningshastigheten etter hjerteklaffen.
- Kateterisering/intervensjoner
- Sett inn en tilgangsport i PVC-røret rett under 3D-modellen, for å gi enklere tilgang til anatomien med et hjertekateter eller ledetråd. Etter at du har startet strømningssløyfen, må du kontrollere om det er lekkasje ved portens inngangspunkt. Bruk eventuelt et lim med to komponenter for å forsegle åpningen.
- Plasser 3D-modellen på pasientbordet under C-armen(e) på røntgenmaskinen. Bruk røntgenbilder til å lede kateteret og ledetrådene gjennom den anatomiske strukturen. For ballongdilasjon eller stentgraftplassering, bruk kontinuerlig røntgenmodus for å visualisere utvidelsen av enheten.
MERK: Kateterisering og intervensjonstrening på 3D-trykte modeller gir mulighet for utskiftbar bruk av ulike anatomiske og patologiske modeller. Dette øker ytterligere variasjonen og realismen i treningsmiljøet.
- 4D-MR
- Bruk en 1,5 T-skanner for MR-anskaffelse og sørg for at anskaffelsesprotokollen består av en IKKE-kontrastforbedret MRA som beskrevet ovenfor og 4D-Flow-sekvensen. For 4D-Flow får du et isotropisk datasett med 25 faser og en skivetykkelse på 1,2 mm (TE 2.300, TR 38.800, FA 7 °, matrisestørrelse 298 x 298). Sett hastighetskodingen til 100 cm/s. In vitro-målingene utføres ved hjelp av simulerte EKG- og åndedrettsutløsere.
- For 4D-Flow-analyse plasseres esken med den innebygde modellen og VAD-ventrikelen i MR-skanneren og dekkes med en 18-kanals karosserispole. Når det gjelder magnetfeltet til MR-skanneren, må den pneumatiske drivenheten plasseres utenfor skannerrommet; Derfor er det vanligvis nødvendig med et lengre tilkoblingsrørsystem.
- Utfør 4D-Flow-bildeanalysen med en kommersielt tilgjengelig programvare. Først importerer du 4D-MR-datasettet ved å velge det fra flash-stasjonen. Deretter utfører du halvautomatisk forskyvningskorrigering og korrigering av aliaser for å forbedre bildekvaliteten. Deretter spores fartøyets midtlinje automatisk, og programvaren trekker ut 3D-volumet.
- Til slutt utfører du kvantitativ analyse av flytparametere ved å klikke på de enkelte kategoriene i analysevinduet. Flytvisualisering, banevisualisering og flytvektor visualiseres uten ytterligere inndata. For kvantifisering av trykk- og veggskjærspenning i den respektive kategorien, plasser to plan ved å klikke på knappen Legg til plan. Flyene plasseres automatisk vinkelrett på fartøyets midtlinje.
- Flytt flyene til avkastningen ved å dra dem langs midtlinjen, slik at ett plan plasseres i begynnelsen av avkastningen og ett på slutten. I diagrammet ved siden av 3D-modellen vil trykkfallet over ROI- og veggskjærspenningen bli visualisert og kvantifisert.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Representative Results
De beskrevne representative resultatene fokuserer på noen få kardiovaskulære strukturer som vanligvis brukes i planleggings-, opplærings- eller testinnstillinger. Disse ble opprettet ved hjelp av isotrope CT-datasett med en ST på 1,0 mm og en voxelstørrelse på 1,0 mm³. Aortaaneurismemodellens veggtykkelse ble satt til 2,5 mm i samsvar med komparative strekktestresultater av utskriftsmaterialet (strekkfasthet: 0,62 ± 0,01 N/mm2; Fmaks:1. 55 ± 0,02 N; forlengelse: 9,01 ± 0,34 %) og porcin aortaprøver (bredde: 1 mm; Fmaks:1,62 ± 0,83 N; forlengelse: 9,04 ± 2,76 %).
De presenterte 3D-trykte modellene gir et bredt spekter av muligheter innen CT-avbildning. Det trykte materialet kan lett skilles fra den omkringliggende agaren og mulige metallimplantater (figur 3A). Derfor er det vanligvis ikke nødvendig å bruke et kontrastmiddel, bortsett fra å generere dynamiske bildesekvenser. Dette kan være spesielt nyttig for evaluering av endovaskulære stentgrafter, siden det tillater visualisering av mulige protesekonflikter og senere vises endoleaks.
Som en stift i det daglige kliniske arbeidet er sonografisk avbildning et godt eksempel for anvendelsen av 3D-trykte modeller som opplæringsoppsett. Den kan brukes til både evaluering av hjerteklaffdynamikk, samt undersøkelse av hele hjertet, spesielt hos pediatri. Ultralydavbildning av den 3D-trykte modellen avslører en god permeabilitet av ultralydbølgene. Videre er det mulig å skille mellom modellens vegg, den omkringliggende agaren og tynne dynamiske gjenstander, som hjerteklaffbrosjyrer (Figur 3B). Agarlaget på toppen av modellen gir realistisk haptisk tilbakemelding under skanneprosessen.
Bruken av 4D-MR i strømningsanalysen i strømningssløyfen gir et bredt spekter av mulige anvendelser i preintervensjonell avbildning. 4D-MR-sekvens muliggjør visualisering av væskestrøm, turbulenser og veggskjærspenning i den 3D-trykte modellen. Dette gjør det mulig å analysere strømningsmønstre etter kunstige hjerteklaffer, noe som kan føre til høy veggskjærspenning og turbulens i stigende aorta- og aortabue (figur 3C). Virkningen av turbulens og høyveggs skjærspenning er spesielt interessant for analyse av aortaaneurisme. Dermed kan 3D-modellene bidra til å bedre forstå forekomsten av aneurisme i både thorax og abdominal aorta.
3D-trykte kardiovaskulære modeller gir et realistisk treningsmiljø for diagnostisk og intervensjonell kardiologi. Simuleringsoppsettet gjør det mulig for traineene å praktisere håndtering av ledeledninger/katetre og manøvrering gjennom karene og hjertestrukturene, intrakarakumtrykkmålinger, ballongdilatasjon av stenotiske kar eller ventiler, posisjonering og utvidelse av stenter, samt angiografisk avbildning (visualisering av indre strukturer i 3D-modellen, f.eks. hjerteklaffer). Ferdighetene og oppgavene for både roller, første og andre operatør, samt kommunikasjonen mellom de to er inkludert under opplæringen. Modifikasjon av de 3D-trykte modellene i 3D-modelleringsprogramvaren muliggjør tilpasning av modellstrukturen og størrelsen (spedbarn til voksen) til ethvert treningsnivå og mål. Derfor drar både studenter og dyktige utøvere nytte av opplæringen i samme grad. Workshops for alle treningsnivåer - medisinske studenter til pediatriske kardiologer med mange års erfaring - har med hell blitt utført på 3D-modeller som representerer de vanligste medfødte feilene, som inkluderer patentduker arteriosus (PDA), lungeventilstenose (PS), aortaventilstenose (AS), coarctation av aorta (CoA) og atrie septal defekt (ASD). Utseendet til 3D-modellene under røntgenbilder, samt haptisk tilbakemelding fra manipuleringen av instrumentene inne i modellen, ble vurdert som ekstremt realistisk. Repeterende trening på 3D-modeller fører til velbevandret orientering i 3D, forbedret oppfatning av haptisk tilbakemelding og - viktigst for pasienten - minimering av strålingseksponering.
Figur 1: Designtrinn fra et radiologiske datasett til en trykt anatomisk modell (patologi: infrarenal aortaaneurisme). (A) CT-datasettbasert segmenteringsprosess (B) Grov 3D-modell etter segmentering (C) Utjevnet modell med ekstra rørformede kontakter (D) Endelig modell av blodvolumet med kontakter (E) Hul modell med definert veggtykkelse (F) 3D-trykt fleksibel modell. Klikk her for å se en større versjon av denne figuren.
Figur 2: Oppsett av strømningssløyfen. (A) Skjematisk modell av strømningssløyfen (B) Endelig strømningssløyfeoppsett med LVAD (1), innebygd modell (2), et reservoar (3) og en 3D-trykt rørkontakt (valgfritt) (valgfritt) (4) Klikk her for å se en større versjon av denne figuren.
Figur 3: Kliniske avbildningsteknikker. (A) CT-rekonstruksjon av en 3D-trykt aortabue med biologisk kirurgisk hjerteklaff (B) Ultralydbilde av en 3D-trykt aortarot (1) med en åpen biologisk kirurgisk hjerteklaff (2) (C) 4D-MR-strømningsvisualisering i aortabuen (D) røntgenbilder av et 3D-trykt barnehjerte (1) under en kateterintervensjon (2) Klikk her for å se en større versjon av denne figuren.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Discussion
Den presenterte arbeidsflyten gjør det mulig å etablere individualiserte modeller og dermed utføre preintervensjonell terapiplanlegging, samt legeopplæring på individualiserte anatomier. For å oppnå dette kan pasientspesifikke tomografiske data brukes til segmentering og 3D-utskrift av fleksible kardiovaskulære fantomer. Ved implementering av disse 3D-trykte modellene i en mock sirkulasjon, kan ulike kliniske situasjoner realistisk simuleres.
I dag fokuserer mange terapiplanleggingsprosedyrer på den digitale simuleringen av forskjellige scenarier, for å identifisere det gunstigste resultatet10,11. I motsetning til disse in-silico-simuleringene muliggjør det beskrevne 3D-trykte oppsettet taktil tilbakemelding i opplæringsprosedyrer; en vesentlig overholdelse nær den menneskelige originalen er mulig i pulsatile perfusjon. På den annen side bruker mange publiserte 3D-trykte kardiovaskulære fantomer bare stivt materiale og er derfor begrenset til en hovedsakelig visuell bruk12,13.
Det må imidlertid forstås at dagens 3D-utskriftsteknikker og materialer forblir den største begrensningen i å reprodusere biomekaniske egenskaper for den presenterte arbeidsflyten14. Mens en nøyaktig rekreasjon av den anatomiske formen er mulig, vil den mekaniske oppførselen til de opprettede modellene fortsatt avvike fra innfødt aortavev til en viss grad. Å etterligne forskjellige vev med varierende biomekaniske egenskaper i ett fantom, så langt det er mulig i det hele tatt, kan bare oppnås av noen få sofistikerte 3D-skrivere med flere materialer15. Å lage vevsimikeringsmaterialer for 3D-utskrift er fortsatt et fokusområde for vitenskapelig forskning; utviklingen av nye materialer vil resultere i enda mer realistiske resultater16,17. Så lenge bare kommersielt tilgjengelig trykkmateriale og/eller enkomponentutskrift er tilgjengelig, kan fantomets mekaniske egenskaper justeres ved hjelp av variasjoner av veggtykkelsene, som det ble utført i denne studien. Det anbefales derfor ikke bare å duplisere tykkelsen på vevet av interesse fra de underliggende tomografiske dataene. Det er viktig å understreke at det finnes et bredt spekter av forskjellige 3D-skrivere med forskjellige materialer og varierende mekaniske egenskaper på markedet18. Omfattende mekanisk testing anbefales derfor før 3D-utskrift. For utskrift av kardiovaskulære strukturer (dvs. aorta- eller ventrikulære vegger) kreves det forskjellige innfødte vevsprøver for referanse. Etter den beskrevne segmenterings- og utskriftsarbeidsflyten er det mulig å lage fleksible og anatomisk nøyaktige så vel som konstruerte, men realistiske 3D-trykte modeller av et bredt spekter av kardiovaskulære anatomier.
Kostnadseffektiviteten til 3D-trykte modeller avhenger betydelig av materialegenskapene. Ved intervensjonstrening er det nødvendig med høy holdbarhet for hver modell (selv etter ballongdilasjon) for å redusere de totale kostnadene. Når man ser på pasientspesifikk terapiplanlegging, må man ta hensyn til den gunstige effekten av en trykt modell. En 3D-trykt modell vil ikke vise seg å være kostnadseffektiv for en "standard" kirurgisk pasient, men kan gi enorm innsikt hos pasienter med komplekse anatomier. Derfor må kostnadene ved treningsmodeller veies mot deres potensielle fordeler.
Inntil nå finnes det noen få kommersielt tilgjengelige fantomer for klinisk trening på markedet; noen akademiske modeller har blitt publisert19,20. Disse modellene har normalt forhåndsdefinerte anatomier og viser seg vanligvis vanskelig å bruke i pasientspesifikke omgivelser. Videre kompliserer høye anskaffelseskostnader den utbredte bruken av disse verktøyene i legers opplæring. Den presenterte tilpassbare mock-sirkulasjonen kan opprettes på et lavt budsjett om nødvendig. Tomografiske, fluoroskopi- og sonografiske skannere, for anskaffelse av pasientspesifikke data samt for senere bruk av mock-sirkulasjonen, er standardutstyr fra ethvert generelt eller universitetssykehus i utviklede land. Segmentering av kardiovaskulær anatomi og opprettelse av den virtuelle 3D-modellen kan utføres med den nevnte lisensierte programvaren, men freeware er også tilgjengelig21. Freeware-alternativene gir gode resultater når du lager 3D-modeller fra radiologiske datasett, selv om det kreves en høy mengde innledende arbeid for å justere programvaren til individuelle behov. Videre krever en etterfølgende redigering av den digitale 3D-modellen en ekstra programvare, og derfor anbefales en omfattende programvarepakke som dekker alle disse aspektene, på det sterkeste for en rask og jevn arbeidsflyt. Om nødvendig kan utskrift av de fleksible fantomene gjøres ved kontrakt 3D-produksjon hvis det ikke er noen passende 3D-skriver på stedet. Ved anatomisk reduksjon på interesseområdet kan størrelsen på det 3D-trykte fantomet reduseres, noe som kommer med raskere utskriftstider og lavere kostnader.
Det mest kritiske punktet i prosessen som er beskrevet ovenfor, er den første bildeinnhentingen. Som et resultat, jo høyere kvalitet på tomografiske data, jo mer nøyaktig vil bevise det endelige 3D-trykte fantomet. Det er to hovedfaktorer for å innhente egnede data fra CT eller MR: Forebygging av artefakter og romlig oppløsning. For å forhindre artefakter vil ideelt sett ingen metalliske materialer (f.eks. implantater) være ved siden av interesseområdet, hvis ingen spesifikke artefaktreduksjonsteknikker er tilgjengelige22. For å redusere bevegelsesartefakter, bør EKG- og åndedrettsutløsing utføres under bildeinnhenting23,24. Romlig oppløsning avhenger av bildeenheten. En skivetykkelse på 1,0 mm eller mindre er imidlertid nødvendig for å oppnå passende 3D-trykte fantomer uten overdreven digital etterbehandling.
Ovennevnte modularitet, kostnadseffektivitet samt allsidighet predisponerer individualiserbar mock sirkulasjon for supplerende bruk i daglig klinisk rutine. Den presenterte metoden kan være gunstig for et bredt spekter av kliniske og grunnleggende forskningsfelt. Bruken av realistiske modeller er utmerket for å lære unge leger og studenter det grunnleggende om sonografi, samt intervensjonsteknikker. Spesielt med intervensjoner vil en slik modell gjøre teknologien mer tilgjengelig og øke den generelle kunnskapsbasen til leger på lang sikt. CT- og MR-avbildning, spesielt når man ser på hemodynamiske strømningsmønstre i aortafartøyene, kan være et stort tillegg både i grunnleggende vitenskap, samt bestemme utfallet av kirurgiske og transkateterintervensjoner.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Disclosures
Forfatterne erklærer ingen interessekonflikt.
Acknowledgments
Denne publikasjonen ble støttet av German Heart Foundation/German Foundation of Heart Research.
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 |
References
- Goetz, L. H., Schork, N. J. Personalized medicine: motivation, challenges, and progress. Fertility and Sterility. 109 (6), 952-963 (2018).
- Gwin, W. R., Disis, M. L., Ruiz-Garcia, E.
- Spetzger, U., Frasca, M., König, S. A. Surgical planning, manufacturing and implantation of an individualized cervical fusion titanium cage using patient-specific data. European Spine Journal. 25 (7), 2239-2246 (2016).
- Gardner, S. J., Kim, J., Chetty, I. J. Modern radiation therapy planning and delivery. Hematology/Oncology Clinics of North America. 33 (6), 947-962 (2019).
- Haglin, J. M., et al.
- Liaw, C. Y., Guvendiren, M. Current and emerging applications of 3D printing in medicine. Biofabrication. 9 (2), 024102 (2017).
- Pugliese, L., et al. The clinical use of 3D printing in surgery. Updates in Surgery. 70 (3), 381-388 (2018).
- Kamalian, S., Lev, M. H., Gupta, R. Handbook of Clinical Neurology. Masdeu, J. C., Gonzalez, R. G. , Elsevier. 3-20 (2016).
- Bücking, T. M., et al. From medical imaging data to 3D printed anatomical models. PLoS One. 12 (5), 0178540 (2017).
- Steinberg, E. L., Segev, E., Drexler, M., Ben-Tov, T., Nimrod, S. Preoperative planning of orthopedic procedures using digitalized software systems. Israel Medical Association Journal. 18 (6), 354-358 (2016).
- Hua, J., Aziz, S., Shum, J. W. Virtual surgical planning in oral and maxillofacial surgery. Oral and Maxillofacial Surgery Clinics of North America. 31 (4), 519-530 (2019).
- Schmauss, D., Haeberle, S., Hagl, C., Sodian, R. Three-dimensional printing in cardiac surgery and interventional cardiology: a single-centre experience. European Journal of Cardiothoracic Surgery. 47 (6), 1044-1052 (2015).
- Smelt, J. L. C., et al. Operative Planning in thoracic surgery: A pilot study comparing imaging techniques and three-dimensional printing. The Annals of Thoracic Surgery. 107 (2), 401-406 (2019).
- Masaeli, R., Zandsalimi, K., Rasoulianboroujeni, M., Tayebi, L. Challenges in three-dimensional printing of bone substitutes. Tissue Engineering Part B: Reviews. 25 (5), 387-397 (2019).
- Rafiee, M., Farahani, R. D., Therriault, D. Multi-material 3D and 4D printing: A survey. Advanced Science. 7 (12), 1902307 (2020).
- Wang, S., et al. Development and testing of an ultrasound-compatible cardiac phantom for interventional procedure simulation using direct three-dimensional printing. 3D Printing and Additive Manufacturing. 7 (6), 269-278 (2020).
- D'Souza, W. D., et al. Tissue mimicking materials for a multi-imaging modality prostate phantom. Medical Physics. 28 (4), 688-700 (2001).
- Tejo-Otero, A., Buj-Corral, I., Fenollosa-Artés, F. 3D printing in medicine for preoperative surgical planning: A review. Annals of Biomedical Engineering. 48 (2), 536-555 (2020).
- Rotman, O. M., et al. Realistic vascular replicator for TAVR procedures. Cardiovascular Engineering and Technology. 9 (3), 339-350 (2018).
- 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).
- Fedorov, A., et al. 3D slicer as an image computing platform for the quantitative imaging network. Magnetic resonance imaging. 30 (9), 1323-1341 (2012).
- Katsura, M., Sato, J., Akahane, M., Kunimatsu, A., Abe, O. Current and novel techniques for metal artifact reduction at ct: practical guide for radiologists. Radiographics. 38 (2), 450-461 (2018).
- Pépin, A., Daouk, J., Bailly, P., Hapdey, S., Meyer, M. E. Management of respiratory motion in PET/computed tomography: the state of the art. Nuclear Medicine Communications. 35 (2), 113-122 (2014).
- Scott, A. D., Keegan, J., Firmin, D. N.
