Summary
Här presenterar vi utveckling av en mock cirkulation setup för multimodal terapi utvärdering, pre-interventional planering och läkare-utbildning på kardiovaskulära anatomier. Med tillämpning av patientspecifika tomografiska skanningar är denna inställning idealisk för terapeutiska metoder, utbildning och utbildning i individualiserad medicin.
Abstract
Kateterbaserade interventioner är standardbehandlingsalternativ för kardiovaskulära patologier. Därför kan patientspecifika modeller hjälpa till att utbilda läkares trådfärdigheter samt förbättra planeringen av interventionella förfaranden. Syftet med denna studie var att utveckla en tillverkningsprocess av patientspecifika 3D-printade modeller för kardiovaskulära interventioner.
För att skapa en 3D-printad elastisk fantom jämfördes olika 3D-tryckmaterial med svinbiologiska vävnader (dvs. aortavävnad) när det gäller mekaniska egenskaper. Ett monteringsmaterial valdes ut baserat på jämförande dragprov och specifika materialtjocklekar definierades. Anonymiserade kontrastförbättrade CT-datamängder samlades in retroaktivt. Patientspecifika volymetriska modeller extraherades från dessa datamängder och därefter 3D-printade. En pulsatile flöde loop konstruerades för att simulera intraluminal blodflödet under interventioner. Modellernas lämplighet för klinisk avbildning bedömdes genom röntgenbilder, CT, 4D-MRI och (Doppler) ultrasonography. Kontrastmediet användes för att förbättra sikten vid röntgenbaserad avbildning. Olika kateterisering tekniker tillämpades för att utvärdera 3D-printade fantomer i läkare utbildning samt för pre-interventional terapi planering.
Tryckta modeller visade en hög utskriftsupplösning (~ 30 μm) och mekaniska egenskaper hos det valda materialet var jämförbara med fysiologisk biomekanik. Fysiska och digitala modeller visade hög anatomisk noggrannhet jämfört med den underliggande radiologiska datauppsättningen. Tryckta modeller var lämpliga för ultraljud imaging samt standard röntgenstrålar. Doppler ultrasonography och 4D-MRI visade flöde mönster och landmärke egenskaper (dvs turbulens, väggsjuvning stress) matchande inhemska data. I en kateterbaserad laboratoriemiljö var patientspecifika fantomer lätta att kateterisera. Terapi planering och utbildning av interventionella förfaranden på utmanande anatomier (t.ex. medfödda hjärtsjukdomar (CHD)) var möjligt.
Flexibla patient-specifika kardiovaskulära fantomer var 3D-printade, och tillämpningen av gemensamma kliniska imaging tekniker var möjligt. Denna nya process är idealisk som ett träningsverktyg för kateterbaserade (elektrofysiologiska) interventioner och kan användas i patientspecifik terapiplanering.
Introduction
Individualiserade terapier får allt större betydelse i modern klinisk praxis. I huvudsak kan de klassificeras i två grupper: genetiska och morfologiska metoder. För individualiserade terapier baserade på unikt personligt DNA är antingen genomsekvensering eller kvantifiering av genuttrycksnivåer nödvändig1. Man kan hitta dessa metoder i onkologi, till exempel, eller vid behandling av metabolisk störning2. Varje individs unika morfologi (dvs. anatomi) spelar en viktig roll i interventionell, kirurgisk och protesmedicin. Utvecklingen av individualiserade proteser och pre-interventional/-operative terapi planering representerar centrala fokus för forskargrupper idag3,4,5.
3D-printing kommer från industriell prototypproduktion och är idealisk för detta område av personlig medicin6. 3D-printing klassificeras som en additiv tillverkningsmetod och baseras normalt på en skikt-för-lager-deposition av material. Numera finns ett brett utbud av 3D-skrivare med olika trycktekniker, vilket möjliggör bearbetning av polymera, biologiska eller metalliska material. På grund av ökade utskriftshastigheter och den kontinuerliga utbredda tillgången på 3D-skrivare blir tillverkningskostnaderna gradvis billigare. Därför har användningen av 3D-utskrift för preinterventionell planering i dagliga rutiner blivit ekonomiskt genomförbar7.
Syftet med denna studie var att fastställa en metod för att generera patientspecifika eller sjukdomsspecifika fantomer, som kan användas i individualiserad terapiplanering inom kardiovaskulär medicin. Dessa fantomer bör vara kompatibla med vanliga avbildningsmetoder, liksom för olika terapeutiska metoder. Ett mer ytterligare mål var bruket av individualized anatomies som utbildning modellerar för läkare.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Protocol
Etiskt godkännande övervägdes av ludwig-maximilians-universität Münchens etiska kommitté och avstods med tanke på att de radiologiska datamängder som användes i denna studie samlades in retroaktivt och helt anonymiserades.
Se institutets säkerhetsriktlinjer för MRI, särskilt när det gäller de använda LVAD-ventriklarna och metallkomponenterna i flödesslingan.
1. Datainsamling
- Innan du skapar anatomiska fantomer, välj en lämplig radiologisk datauppsättning, helst från patienter i kardiovaskulära discipliner. Den virtuella 3D-modellen kan härledas från både CT-datamängder (Computed Tomography) eller Magnetic Resonance Imaging (MRT).
- Välj pixelstorlek och segmenttjocklek (ST) för datauppsättningen om du vill anpassa dig till storleken på de strukturer som är avsedda att representeras i 3D-modellen. Detta experiment använde en ST på 0,6 mm med en matrisstorlek på 512 x 512 och ett synfält på 500 mm som leder till en pixelstorlek på 0,98 mm. Se till att värdet på både pixelstorlek och ST måste ligga under storleken på den minsta funktionen som ska vara synlig i bilderna och 3D-modellen, t.ex. <0,3 mm för datamängder av spädbarn eller representation av koronar, <0,6 mm för en vuxen patients huvudsakliga kardiovaskulära strukturer.
- Utför standardförvärv för CT-angiografi (CTA) i spiralteknik med dubbla källor med en ST på 0, 6 mm för vuxna patienter. För vuxna, injicera 80 ml jod kontrastmedel med en hastighet av 4 ml/s och starta förvärv 11 s efter bolus spårning i stigande stora kroppskort vid en tröskel på 100 HU. Rörspänningen och rörströmmen väljs automatiskt av skannern enligt patientens kroppstyp. Utför rekonstruktion i en mjukvävnadskärna med en hög grad av iterativ rekonstruktion.
OBS: CTA-förvärvsparametrar och protokoll är starkt beroende av tillgänglig CT-skanner, patientstorlek och patientomkrets. De presenterade parametrarna är erfarenhetsbaserade och bör ses som utgångspunkt för justering snarare än som ett fast krav. - För MR-angiografi (MRA), utför icke-kontrastförbättrad (icke-CE) MRA med hjälp av en in-house modifierad sekvens som använder en helt balanserad gradientvågform, med både EKG- och andningsutlösare (TE 3.59, TR 407.40, matrisstorlek 224x224). Uppnå accelererad MRI-datainsamling med hjälp av komprimerad avkänning som kombinerar parallell avbildning, sparse-provtagning och iterativ rekonstruktion. Som ett exempel är förvärvstider på ca 5 min för bröstaorta möjliga.
Obs: Var noga med att välja en datauppsättning som är fri från rörelse artefakter. För att minska rörelse artefakter, utföra bild förvärv med prospektiva EKG utlösande och ytterligare luftvägarna utlösande för icke-CE MRA. När du väljer en modell för allmän användning, se dessutom till att det inte finns några metallimplantat eftersom detta kan förbättra kvaliteten på den färdiga modellen. - För segmentering och 3D-utskrift av kardiovaskulära anatomier, använd kontrastförbättrade datamängder. Användningen av inhemska kardiovaskulära datamängder gör separationen av ihåliga anatomiska strukturer (t.ex. kärl eller ventrikel) från blod svårt, på grund av jämförbara Hounsfield-värden på ungefär 30 HU8.
OBS: En högre Hounsfield-värdegradient mellan blodvolym och omgivande mjukvävnad möjliggör en enklare separation i segmenteringsprocessen. Om lutningen är mycket liten visas delar av mjukvävnaden som en del av blodvolymen, vilket resulterar i dålig modellkvalitet och ytterligare efterbehandling. - När du exporterar datauppsättningen, se till att välja en rimligt låg skiva tjocklek (ungefär 0,3 - 0,6 mm för CTA och 0,8 - 1,0 mm för MRA), eftersom upplösningen och ytkvaliteten på den tryckta modellen beror mycket på denna parameter.
OBS: Om skivans tjocklek är för tunn kommer den datorkraft som krävs för modellering att öka avsevärt, vilket saktar ner processen i enlighet därmed. Å andra sidan kan överdriven skiva tjocklek resultera i förlust av små detaljer i patienternas anatomi.
2.3D-modell skapande
OBS: Skapandet av en 3D-modell från en radiologisk datauppsättning kallas segmenteringsprocessen, och en speciell programvara krävs. Segmenteringen av medicinska bilder baserar sig på Hounsfield-enheter, för att bilda 3-dimensionella modeller9. Denna studie använder en kommersiell segmenterings- och 3D-modelleringsprogramvara (se Table of Materials), men liknande resultat kan uppnås med hjälp av tillgängliga freeware. Följande steg beskrivs för modellering från en kontrastförbättrad CT-datauppsättning.
- När datauppsättningen har importerats till segmenteringsprogramvaran beskär du datauppsättningen för att begränsa intresseområdet, dvs. Uppnådde detta genom att välja verktyget Beskär bilder och flytta kanterna på ROI genom att klicka och flytta sidorna på ramen. Detta kan göras i alla tre riktningarna. Därför erhålls fokus på ROI, tillsammans med en minskning av filstorleken, vilket möjliggör högre datorhastighet, vilket leder till minskad total arbetstid.
- Definiera ett intervall av Hounsfield-enhetsvärden (ca 200-800 HU) genom att öppna tröskelverktyget, vilket resulterar i en kombinerad mask av den kontrastförbättrade blodvolymen och benstrukturerna(figur 1A,t.ex. bröstben, delar av bröstkorgen och ryggraden).
- Ta bort alla bendelar som inte är önskvärda i den slutliga 3D-modellen med hjälp av split mask-verktyget som möjliggör märkning och separation av flera områden och övergripande segment, baserat på Hounsfield-värden och plats.
- Efter denna separation, se till att en mask som innehåller den kontrastförbättrade blodvolymen kvarstår. Detta kan göras genom att bläddra igenom koronal- och axiella plan och matcha den skapade masken med den underliggande datauppsättningen. Beräkna en renderad 3D-polygonyta (den så kallade STL) (figur 1B)från denna mask.
Verktygsnamn kan skilja sig åt i andra segmenteringsprogram. - För ytterligare anpassning och manipulering, överför 3D-modellen till en 3D-modelleringsprogramvara (se Materialförteckning). Om du vill exportera 3D-modellen klickar du på Export-Tool och väljer 3D-modelleringsprogrammet eller ett passande dataformat för den exporterade filen. Bekräfta därefter ditt val och exportprocessen kommer att utföras.
- Använd trimverktyget för att beskära blodvolymen till det specifika intresseområdet (t.ex. ta bort delar av aortan eller några av hjärthålorna). Klicka på verktyget och rita en kontur runt de delar som behöver tas bort.
OBS: Beroende på datauppsättningens kvalitet och segmenteringens noggrannhet kan vissa mindre ytreparationer och ändringar krävas vid denna tidpunkt. Ytterligare designoperationer möjliggör manipulering av patientspecifika modeller i enlighet med användningssyftet, t.ex. i träning. Några exempel för teknik, enligt patienternas anatomi, inkluderar skalning av hela modellen eller enskilda strukturer, för att skapa eller ta bort anslutningar, kombinera delar av olika modeller i en. Sådana funktioner är särskilt intressanta för att träna modeller med medfödda avvikelser, eftersom CT- och MRI-bilder är sällsynta i pediatrik, där minimering av strålning och sedering är nyckeln. Därför är anpassning och modifiering av befintliga modeller särskilt användbart för 3D-utskrift av medfödda hjärtfelsmodeller. - Klicka på verktyget Lokal utjämning om du vill justera ytan på den segmenterade modellen manuellt och lokalt. Fokusera på att ta bort grova polygonformer, enstaka toppar och grova kanter som skapats av föregående trimning.
- För att möjliggöra senare anslutning av modellen till en flödesslinga, inkludera rördelar med definierade diametrar justerade till tillgängliga slangkontakter och rördiametrar (Figur 1C). Placera därför ett datumplan parallellt med det inledande tvärsnittet av fartygen på ett avstånd av ungefär 10 mm.
- Om du vill placera planet väljer du verktyget Skapa datumplan och använder det förinställda 3-punktsplanet. Klicka sedan på tre lika fördelade punkter på fartygens tvärsnitt för att skapa planet. Därefter matar du in en förskjutning på 10 mm i kommandofönstret och bekräftar åtgärden.
- Välj verktyget Ny skiss på menyn och välj det tidigare skapade datumplanet som plats för skissen. Placera i skissen en cirkel ungefär på fartygets mittlinje och ställ in radiebegränsningen så att den matchar slangkontaktens ytterdiameter (24 mm för kolorektaltinlopp, 8-10 mm för subklaveriska, halspulsåder och njurkärl och 16-20 mm för fartygets distala öppning).
- Från den skapade skissen använder du Extrude-verktyget för att skapa en cylinder med en längd av 10 mm. Orientera profilen för att flytta bort från kärlets öppning för att skapa ett avstånd mellan cylindern och kärlets tvärsnitt på 10 mm. Använd sedan Loft-verktyget för att skapa en anslutning mellan kärlets ände och den geometriskt definierade cylindern. Säkerställ vid denna tidpunkt en smidig övergång mellan de två tvärsnitten och undvik därmed turbulens och låga flödesområden i den slutliga 3D-flödesmodellen (figur 1D).
OBS: Genom att följa dessa steg kommer en 3D-modell av blodvolymen i aortan och vidhäftande artärer att skapas. Dessutom kommer det att innehålla de kontakter som krävs för att sedan ansluta den till en flödesslinga. - För att göra ett ihåligt blodutrymme, använd Hollow-verktyget i programvaran. I kommandofönstret matar du in den önskade väggtjockleken (i detta experiment: 2,5 mm) Dessutom måste ihålighetsprocessens riktning ställas in på Utsidan. Efteråt bekräftar du markeringen och urholkande processen kommer att köras.
OBS: Det här steget gör det möjligt att välja en fast väggtjocklek för hela modellen. Eftersom "ihålig" skapar en definierad väggtjocklek på alla ytor, kommer en helt sluten modell att resultera. Därför måste ändarna på alla fartyg trimmas ännu en gång med hjälp av det steg som beskrivs i steg 2.6 (figur 1E). När du använder flexibla 3D-utskriftsmaterial är det här steget viktigt för att definiera fantomens slutliga biomekanikegenskaper. Genom att öka modellens väggtjocklek kommer högre motståndskraft och lägre elasticitet logiskt att resultera. Om de mekaniska egenskaperna hos den inhemska vävnaden och 3D-utskriftsmaterialet inte är kända, måste dragprovningar utföras vid denna tidpunkt. Eftersom väggtjockleken är konstant över hela modellen bör de önskade mekaniska egenskaperna återskapas i modellens intresseområde. - Vissa bearbetningsprogram erbjuder en "guide" för att säkerställa utskriften av den slutliga modellen, vilket rekommenderas starkt. Det här valfria bearbetningssteget analyserar modellens polygonnät och markerar överlappningar, defekter och små objekt som inte är anslutna till modellen. Vanligtvis erbjuder guiden lösningar för att ta bort de hittade problemen, vilket resulterar i en utskrivbar 3D-modell (Figur 1F).
- Exportera den slutliga modellen som STL-fil genom att välja alternativet Exportera på fliken Arkiv.
OBS: För att bekräfta noggrannheten hos den designade 3D-modellen möjliggör viss programvara överlägg av den slutliga STL: s kontur och den underliggande radiologiska datauppsättningen. Detta möjliggör en visuell jämförelse av 3D-modellen med den ursprungliga anatomin. Dessutom måste en skrivare med en lämplig rumslig upplösning på < 40 μm väljas för att möjliggöra ett korrekt tryck av den digitala modellen.
3.3D-utskrift och flödesloopinställning
- Ladda upp STL-filen till en 3D-skrivare med hjälp av skivningsprogrammet från tillverkaren för att skapa en fysisk fantom av anatomin. Helst bör man använda en utskriftsskikthöjd på ≤ 0,15 mm för att säkerställa hög upplösning och god utskriftskvalitet.
OBS: Det finns ett brett utbud av elastiska tryckmaterial och lämpliga 3D-skrivare tillgängliga på marknaden. Olika inställningar kan användas för att skriva ut de tidigare beskrivna digitala modellerna. Upplösning, efterbehandling och mekaniskt beteende kan dock skilja sig från de presenterade resultaten. - När du har laddat upp utskriftsfilen från skivningsprogrammet till 3D-skrivaren kontrollerar du att mängden utskriftsmaterial och stödmaterial i skrivarens patroner är tillräckligt för 3D-modellen och startar utskriften.
- Ta bort stödmaterialet från den färdiga modellen efter utskriftsprocessen. Ta först bort stödmaterialet manuellt genom att försiktigt klämma på modellen, följt av nedsänkning i vatten eller ett respektive lösningsmedel (beroende på stödmaterial). Torka i en inkubator inställd på 40 °C över natten.
OBS: Avlägsnandet av stödmaterialet kan vara ett tidskrävande steg, beroende på komplexiteten hos den anatomiska modellen. Medan användningen av verktyg som spatlar, skedar och medicinska sonder kan minska tiden efter bearbetningen något, ökar det också risken för perforering av modellens vägg, vilket gör den värdelös för vätsketestning. När du använder Polyjet-utskriftstekniken kommer hela modellen att inneslutas av ett stödmaterial. Detta krävs för att hålla det oskyddade modellmaterialet på plats medan det härdas med UV-ljus. I ihåliga rörformiga modeller kommer detta att leda till en mycket högre efterfrågan på stödmaterial jämfört med faktiskt modellmaterial. Modellen som presenteras i figur 2 använder ungefär 200 g modellmaterial och 2 000 g stödmaterial. - Bädda sedan in modellen i 1% agar. Detta minskar rörelse artefakter under klinisk avbildning av modellen. För det andra erbjuder agar en bättre haptisk feedback under sonografisk avbildning och en bättre kraftåterkoppling under kateterisering, jämfört med nedsänkning i vatten.
- Använd en plastlåda med minst 2 cm sidomarginaler runt modellen. Borra hål i lådans väggar så att rören kan anslutas från kärlen till pumpen och behållaren.
- Förbered en agarlösning genom att tillsätta 1% w/v i vatten och koka upp. Efter kokning och omrörning av blandningen, låt den svalna i 5 minuter och häll i lådan för att skapa en säng med minst 2 cm höjd, på vilken modellen kommer att placeras.
OBS: Om modellen placeras direkt på lådans botten kommer vätskans pulsatilitet inuti modellen att skapa en asymmetrisk uppåtgående rörelse.
- Medan agarbädden är inständ, anslut modellen till icke-kompatibla PVC-rör, med hjälp av kommersiella slangkontakter vid varje öppning. En rördiameter på 3/8" rekommenderas för stora kärl (t.ex. aorta) och/eller anatomiska strukturer med högt blodflöde (t.ex. ventriklar). För mindre fartyg räcker det med ett 1/8"-rör. Använd dragkedjor för att fixa anslutningen mellan slangkontakterna och 3D-modellen och se till att det inte finns något vätskeläckage.
- Styr PVC-rören genom de borrade hålen i lådan och placera sedan modellen ovanpå den inställda agarbädden. För att förhindra att agar läcker från dessa hål, använd värmebeständig modelleringslera för att försegla den. Fyll sedan lådan med agar, täck modellen genom att lägga till ett 2 cm lager ovanpå och lämna i en timme vid rumstemperatur för att agaren ska svalna helt och ställa in. Detta kommer att kräva mer av agarblandningen som beskrivs i steg 3.4.
OBS: Agarn som är härdad kommer att kunna användas i ungefär en vecka, om den kyls. När den synligt minskar i volym bör den ersättas av en ny sats. - Anslut en pulserande pneumatisk ventrikelpump till modellen med hjälp av 3/8"-slangen som är fäst vid den proximala öppningen. Anslut de andra rören till behållaren och anslut därefter behållaren till ventrikelpumpens inlopp för att skapa en sluten flödesslinga. (Figur 2, t.ex. ventrikulär hjälpanordning (VAD)-ventrikel). Pumpen bör ha en slagvolym på 80- 100 ml för att säkerställa tillräckligt fysiologiskt flöde hos vuxna anatomier. För pediatriska anatomier finns mindre pumpkammare tillgängliga.
- Ventrikeln ska omröras av en kolvpump med en slagvolym på 120 - 150 ml, för att ta hänsyn till luftkomprimering i anslutningsrörssystemet.
4. Klinisk avbildning
OBS: För att förhindra artefakter i klinisk avbildning måste det säkerställas att det inte finns några luftfickor i vätskekretsen.
- CT-avbildning
- För CT-avbildning, placera hela flödesslingan i CT-skannern med drivenheten i närheten. Anslut kontrastmedelspumpen direkt till flödesslingans reservoar, så att översvämningen av modellen med kontrastmedel kan simuleras under skanningen. Detta är särskilt användbart för visualisering av vaskulär patologier.
- Utför CT som en dynamisk genomsökning över hela modellen för att visualisera inflödet av kontrastmedel. Rörspänningen är inställd på 100 kVp, rörström vid 400 mAs. Sorteringen är 1,2 mm. Injicera 100 ml 1:10 utspädd joderat kontrastmedel i modellens reservoar med en hastighet av 4 ml/s. Starta skanningen med bolusutlösare i det ledande röret, med en 100 HU-tröskel och 4 s fördröjning.
- Sonografi
- Lägg en liten mängd ultraljud gel ovanpå agar blocket för att minska artefakter. Starta pumpen och använd ultraljud huvudet för att hitta den anatomiska strukturen av intresse för ultraljud imaging (dvs hjärtklaffar). Använd 2D-ekoläge för att utvärdera broschyrens rörelse, samt ventilens öppnings- och stängningsbeteende. Använd färg Doppler för att utvärdera blodflödet över ventilen och spektraldopplern för att kvantifiera flödeshastigheten efter hjärtklaffen.
- Kateterisering/interventioner
- Sätt in en åtkomstport i PVC-röret direkt under 3D-modellen för att möjliggöra en enklare åtkomst till anatomin med en hjärtkateter eller ledare. När du har startat flödesslingan, kontrollera läckage vid portens ingångspunkt. Använd vid behov ett tvåkomponentslim för att försegla öppningen.
- Placera 3D-modellen på patientbordet under röntgenmaskinens C-arm. Använd röntgenbilder för att styra katetern och ledaren genom den anatomiska strukturen. För ballongvidgning eller stentgraftplacering använd kontinuerligt röntgenläge för att visualisera enhetens expansion.
OBS: Kateterisering och interventionsträning på 3D-printade modeller möjliggör utbytbar användning av olika anatomiska och patologiska modeller. Detta ökar ytterligare variationen och realismen i träningsmiljön.
- 4D-MRI
- Använd en 1,5 T-skanner för MR-förvärv och se till att förvärvsprotokollet består av en icke kontrastförbättrad MRA enligt beskrivningen ovan och 4D-Flow-sekvensen. För 4D-Flow förvärva en isotropisk datauppsättning med 25 faser och en skiva tjocklek på 1,2 mm (TE 2.300, TR 38.800, FA 7 °, matrisstorlek 298 x 298). Ställ in hastighetskodningen på 100 cm/s. In vitro-mätningarna utförs med hjälp av simulerade EKG- och andningsutlösare.
- För 4D-Flow-analys placeras lådan med den inbäddade modellen och VAD-ventrikeln i MR-skannern och täcks med en 18-kanalig kroppsspole. När det gäller magnetfältet i MR-skannern måste den pneumatiska drivenheten placeras utanför skannerrummet. därför krävs vanligtvis ett längre anslutningsrörssystem.
- Utför 4D-Flow-bildanalysen med en kommersiellt tillgänglig programvara. Importera först 4D-MRI-datauppsättningen genom att välja den från flashenheten. Utför sedan halvautomatisk offsetkorrigering och korrigering av alias för att förbättra bildkvaliteten. Därefter spåras fartygets mittlinje automatiskt och programvaran extraherar 3D-volymen.
- Slutligen utför du kvantitativ analys av flödesparametrar genom att klicka på de enskilda flikarna i analysfönstret. Flödesvisualisering, banlinjevisualisering och flödesvektor visualiseras utan ytterligare indata. För kvantifiering av tryck- och väggsjuvspänning på respektive flik, placera två plan genom att klicka på knappen Lägg till plan. Planen placeras automatiskt vinkelrätt mot fartygets mittlinje.
- Flytta planen till ROI genom att dra dem längs mittlinjen, så att ett plan placeras i början av ROI och ett i slutet. I diagrammet bredvid 3D-modellen kommer trycket att falla över ROI och väggsjuvspänningen visualiseras och kvantifieras.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Representative Results
De beskrivna representativa resultaten fokuserar på några kardiovaskulära strukturer som ofta används i planerings-, utbildnings- eller testinställningar. Dessa skapades med isotropa CT-datasets med en ST på 1,0 mm och en voxel storlek på 1,0 mm³. De aorta aneurysm modellernas väggtjocklek fastställdes till 2,5 mm överensstämmer med jämförande dragprovningsresultat av tryckmaterialet (draghållfasthet: 0,62 ± 0,01 N/mm2; Fmax:1. 55 ± 0,02 N; Förlängning: 9,01 ± 0,34 %) och porcineaortatikprover (bredd: 1 mm; Fmax:1,62 ± 0,83 N; förlängning: 9,04 ± 2,76 %).
De presenterade 3D-printade modellerna erbjuder ett brett utbud av möjligheter inom CT-avbildning. Det tryckta materialet kan enkelt särskiljas från den omgivande agaren och eventuella metallimplantat (Figur 3A). Därför krävs normalt inte användning av ett kontrastmedel, förutom att generera dynamiska bildsekvenser. Detta kan vara särskilt användbart för utvärdering av endovaskulära stentgrafts, eftersom det möjliggör visualisering av möjliga protes missmatchningar och därefter visas endoleaks.
Som en stapelvara i det dagliga kliniska arbetet är sonografisk avbildning ett utmärkt exempel för tillämpningen av 3D-printade modeller som träningsinställning. Det kan användas för både utvärdering av hjärtklaffdynamik, liksom undersökning av hela hjärtat, särskilt i pediatrik. Ultraljud imaging av den 3D-printade modellen avslöjar en bra permeabilitet av ultraljud vågor. Dessutom är det möjligt att skilja mellan modellens vägg, den omgivande agaren och tunna dynamiska föremål, som hjärtklaffbroschyrer (Figur 3B). Agarskiktet ovanpå modellen ger realistisk haptisk feedback under skanningsprocessen.
Användningen av 4D-MRI i flödesanalysen inom flödesslingan erbjuder ett brett spektrum av möjliga tillämpningar inom pre-interventional imaging. 4D-MRI-sekvens möjliggör visualisering av vätskeflöde, turbulenser och väggsjuvspänning inom den 3D-utskrivna modellen. Detta möjliggör analys av flödesmönster efter konstgjorda hjärtklaffar, vilket kan leda till hög väggsjuvspänning och turbulens i den stigande aortan och aortabågen (Figur 3C). Effekten av turbulens och hög väggskjuvning stress är särskilt intressant för analys av aorta stora. Således kan 3D-modellerna hjälpa till att bättre förstå förekomsten av stora i både bröst- och bukaortan.
3D-printade kardiovaskulära modeller ger en realistisk träningsmiljö för diagnostisk och interventionell kardiologi. Simuleringsinställningen gör det möjligt för praktikanterna att öva på hantering av styrtrådar/katetrar och manövrering genom kärl och hjärtstrukturer, intrakardiartrycksmätningar, ballongdilatation av stenotiska kärl eller ventiler, positionering och utvidgning av stentar samt angiografisk avbildning (visualisering av inre strukturer av 3D-modellen, t.ex. hjärtklaffar). Färdigheterna och uppgifterna för båda rollerna, första och andra operatören, samt kommunikationen mellan de två ingår under utbildningen. Modifiering av de 3D-printade modellerna i 3D-modelleringsprogramvaran möjliggör anpassning av modellstrukturen och storleken (spädbarn till vuxen) till alla träningsnivå och mål. Därför drar studenter såväl som skickliga praktiker nytta av utbildningen i samma utsträckning. Workshops för alla utbildningsnivåer - läkarstudenter till pediatriska kardiologer med många års erfarenhet - har framgångsrikt utförts på 3D-modeller som representerar de vanligaste medfödda defekterna, som inkluderar patent ductus arteriosus (PDA), lungventilstenos (PS), kolorektalventilstenos (AS), grov aorta (CoA) och förmaksflimmer septal defekt (AST). Utseendet på 3D-modellerna under röntgenavbildning, liksom haptisk feedback från manipuleringen av instrumenten inuti modellen, bedömdes som extremt realistiskt. Repetitiv utbildning på 3D-modeller leder till välbevandrad orientering i 3D, förbättrad uppfattning om haptisk feedback och - viktigast för patienten - minimering av strålningsexponering.
Figur 1:Designsteg från en radiologisk datauppsättning till en tryckt anatomisk modell (Patologi: infrarenal kolorektal aneurysm). (A) CT-datasetbaserad segmenteringsprocess (B) Grov 3D-modell efter segmentering (C) Utjämnad modell med tillsatta rörformiga kontakter (D) Slutlig modell av blodvolymen med kontakter (E) Ihålig modell med definierad väggtjocklek (F) 3D-printad flexibel modell. Klicka här om du vill visa en större version av den här figuren.
Bild 2:Inställning av flödesslingan. (A) Schematisk modell av flödesslingan(B)Slutlig flödesslinga med LVAD (1), inbäddad modell (2), en behållare (3) och en 3D-utskriven rörkontakt (tillval) (4) Klicka här för att se en större version av denna siffra.
Figur 3:Kliniska bildframställningstekniker. (A) CT-rekonstruktion av en 3D-tryckt aortabåge med en biologisk kirurgisk hjärtklaff(B)Ultraljudsbild av en 3D-printad aortarot (1) med en öppen biologisk kirurgisk hjärtklaff (3D-printad aortarot (1) med en öppen biologisk kirurgisk hjärtklaff (3D-printad aorta (C) 4D-MRI flöde visualisering i aorta arch(D)röntgenbild av ett 3D-printat pediatriskt hjärta (1) under en kateter intervention (2) Klicka här för att se en större version av denna figur.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Discussion
Det presenterade arbetsflödet gör det möjligt att etablera individualiserade modeller och därmed utföra pre-interventional terapi planering, liksom läkarutbildning på individualiserade anatomier. För att uppnå detta kan patientspecifika tomografiska data användas för segmentering och 3D-utskrift av flexibla kardiovaskulära fantomer. Genom implementering av dessa 3D-printade modeller i en falsk cirkulation kan olika kliniska situationer simuleras realistiskt.
Numera fokuserar många terapiplaneringsförfaranden på den digitala simuleringen av olika scenarier, för att identifiera det mest gynnsamma resultatet10,11. I motsats till dessa in-silico-simuleringar möjliggör den beskrivna 3D-printade installationen taktil återkoppling i träningsförfaranden. en materiell överensstämmelse nära det mänskliga originalet är möjlig i pulsatil perfusion. Å andra sidan använder många publicerade 3D-printade kardiovaskulära fantomer endast styvt material och är därför begränsade till en huvudsakligen visuellanvändning 12,13.
Det måste dock förstås att nuvarande 3D-utskriftstekniker och material fortfarande är den största begränsningen när det gäller att reproducera biomekaniska egenskaper för det presenterade arbetsflödet14. Medan en exakt rekreation av den anatomiska formen är möjlig, kommer de skapade modellernas mekaniska beteende fortfarande att skilja sig från inhemsk aortavävnad i viss utsträckning. Att efterlikna olika vävnader med varierande biomekaniska egenskaper i en fantom, så långt det är möjligt alls, kan endast åstadkommas av några sofistikerade multimaterial 3D-skrivare15. Att skapa vävnadsmamning av material för 3D-utskrift är fortfarande ett fokus för vetenskaplig forskning; utvecklingen av nya material kommer att resultera i ännu mer realistiska resultat16,17. Så länge endast kommersiellt tillgängligt tryckmaterial och/eller enkomponentstryck finns tillgängligt kan fantomens mekaniska egenskaper justeras med hjälp av variationer i väggtjocklekarna, vilket utfördes i denna studie. Det rekommenderas därför inte bara att duplicera tjockleken på den vävnad som är av intresse från de underliggande tomografiska data. Det är viktigt att betona att det finns ett brett utbud av olika 3D-skrivare med olika material och varierande mekaniska egenskaper på marknaden18. Omfattande mekanisk provning rekommenderas därför före 3D-utskrift. För utskrift av kardiovaskulära strukturer (dvs. aorta- eller ventrikulära väggar) krävs olika inhemska vävnadsprover som referens. Efter det beskrivna segmenterings- och utskriftsarbetsflödet är skapandet av flexibla och anatomiskt exakta samt konstruerade men realistiska 3D-printade modeller av ett brett spektrum av kardiovaskulära anatomier möjligt.
Kostnadseffektiviteten hos 3D-printade modeller beror i hög grad på materialegenskaperna. Vid interventionell träning är hög hållbarhet för varje modell (även efter ballongvidgning) nödvändig för att minska de totala kostnaderna. När man tittar på patientspecifik terapiplanering måste man ta hänsyn till den positiva effekten av en tryckt modell. En 3D-printad modell kommer inte att visa sig vara kostnadseffektiv för en "standard" kirurgisk patient, men kan erbjuda enorm insikt hos patienter med komplexa anatomier. Därför måste kostnaderna för utbildningsmodeller vägas mot deras framtida fördelar.
Hittills finns det några kommersiellt tillgängliga fantomer för klinisk utbildning på marknaden; några akademiska modeller har publicerats19,20. Dessa modeller har normalt fördefinierade anatomier och visar sig vanligtvis svårt att använda i patientspecifika inställningar. Dessutom komplicerar höga anskaffningskostnader den utbredda användningen av dessa verktyg i läkarutbildningen. Den presenterade anpassningsbara mockcirkulationen kan skapas på en låg budget om det behövs. Tomographic, fluoroscopy och sonographic skannrar, för förvärv av patient-specifika data as well as för den mer sistnämnda bruket av den hånfulla cirkulationen, är standardutrustning av något allmänt eller universitetarsjukhus i framkallade länder. Segmentering av kardiovaskulär anatomi och skapandet av den virtuella 3D-modellen kan utföras med den nämnda licensierade programvaran, men freeware är också tillgängligt21. Freeware-alternativen ger utmärkta resultat när du skapar 3D-modeller från radiologiska datamängder, även om det krävs en stor mängd initialt arbete för att anpassa programvaran till individuella behov. Dessutom kräver en efterföljande redigering av den digitala 3D-modellen ytterligare en programvara, varför en omfattande programvarusvit som täcker alla dessa aspekter rekommenderas starkt för ett snabbt och smidigt arbetsflöde. Vid behov kan utskrift av de flexibla fantomerna göras genom kontraktstillverkning av 3D-produkter om det inte finns någon lämplig 3D-skrivare på plats. Genom anatomisk minskning av intresseområdet kan storleken på den 3D-printade fantomen minskas, vilket kommer med snabbare utskriftstider och lägre kostnader.
Den mest kritiska punkten i processen som beskrivs ovan är det första bildförvärvet. Som ett resultat, ju högre kvaliteten på de tomografiska uppgifterna, desto mer exakt kommer att bevisa den slutliga 3D-utskrivna fantomen. Det finns två viktiga faktorer för att erhålla lämpliga data från CT eller MRI: Förebyggande av artefakter och rumslig upplösning. För att förhindra artefakter kommer helst inga metalliska material (t.ex. implantat) att vara bredvid den region där det finns intresse, om inga specifika tekniker för artefaktreducering finnstillgängliga 22. För att minska rörelseartefakter bör EKG- och andningsutlösande utföras under bildförvärv23,24. Rumslig upplösning beror på bildåtergivningsenheten. En skiva tjocklek på 1,0 mm eller mindre är dock nödvändig för att erhålla lämpliga 3D-printade fantomer utan överdriven digital efterbearbetning.
Ovannämnda modularitet, kostnadseffektivitet samt mångsidighet predisponerar individualiserbar mock cirkulation för kompletterande användning i daglig klinisk rutin. Den presenterade metoden kan vara fördelaktig för ett brett spektrum av kliniska och grundläggande forskningsområden. Användningen av realistiska modeller är utmärkt för att lära unga läkare och studenter grunderna i sonografi, liksom interventionella tekniker. Särskilt med interventioner kommer en sådan modell att göra tekniken mer tillgänglig och öka den övergripande kunskapsbasen för läkare, på lång sikt. CT och MRI imaging, särskilt när man tittar på hemodynamic flöde mönster i aortakärlen, kan vara ett stort tillägg både i grundläggande vetenskap, samt fastställa resultatet av kirurgiska och transcatheter interventioner.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Disclosures
Författarna förklarar ingen intressekonflikt.
Acknowledgments
Denna publikation stöddes 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.
