Summary
Her præsenterer vi udviklingen af en mock circulation setup for multimodal terapi evaluering, præ-interventional planlægning, og læge-uddannelse på hjerte-kar-anatomier. Med anvendelsen af patientspecifikke tomografiske scanninger er denne opsætning ideel til terapeutiske tilgange, træning og uddannelse i individualiseret medicin.
Abstract
Kateterbaserede interventioner er standardbehandlingsmuligheder for kardiovaskulære patologier. Derfor kan patientspecifikke modeller hjælpe med at uddanne lægers wire-færdigheder samt forbedre planlægningen af interventionelle procedurer. Formålet med denne undersøgelse var at udvikle en fremstillingsproces af patientspecifikke 3D-printede modeller til hjerte-kar-interventioner.
For at skabe et 3D-printet elastisk fantom blev forskellige 3D-printmaterialer sammenlignet med svinebiologisk væv (dvs. aortavæv) med hensyn til mekaniske egenskaber. Et monteringsmateriale blev udvalgt på grundlag af sammenlignende trækprøver, og der blev defineret specifikke materialetykkelser. Anonymiserede kontrastforbedrede CT-datasæt blev indsamlet med tilbagevirkende kraft. Patientspecifikke volumetriske modeller blev udvundet fra disse datasæt og efterfølgende 3D-printet. En pulsatile flow loop blev konstrueret til at simulere den intraluminale blodgennemstrømning under interventioner. Modellernes egnethed til klinisk billeddannelse blev vurderet ved røntgenbilleddannelse, CT, 4D-MR og (Doppler) ultrasonografi. Kontrastmediet blev brugt til at øge synligheden i røntgenbaseret billeddannelse. Forskellige kateteriseringsteknikker blev anvendt til at evaluere de 3D-printede fantomer i lægernes træning samt til præinterventionel terapiplanlægning.
Trykte modeller viste en høj trykopløsning (~ 30 μm) og mekaniske egenskaber af det valgte materiale kunne sammenlignes med fysiologisk biomekanik. Fysiske og digitale modeller viste høj anatomisk nøjagtighed sammenlignet med det underliggende radiologiske datasæt. Trykte modeller var velegnede til ultralydsbilleddannelse samt standard røntgenstråler. Doppler ultrasonografi og 4D-MR-scanning viste flow mønstre og skelsættende egenskaber (dvs turbulens, væg forskydning stress) matcher indfødte data. I et kateterbaseret laboratorieindstilling var patientspecifikke fantomer nemme at kateterisere. Terapiplanlægning og træning af interventionelle procedurer på udfordrende anatomier (f.eks. medfødt hjertesygdom (CHD)) var mulig.
Fleksible patientspecifikke hjerte-kar-fantomer blev 3D-printet, og anvendelsen af fælles kliniske billeddannelsesteknikker var mulig. Denne nye proces er ideel som et træningsredskab til kateterbaserede (elektrofysiologiske) interventioner og kan bruges i patientspecifik terapiplanlægning.
Introduction
Individualiserede behandlinger får stigende betydning i moderne klinisk praksis. I det væsentlige kan de klassificeres i to grupper: genetiske og morfologiske tilgange. For individualiserede behandlinger baseret på unikke personlige DNA, enten genom sekventering eller kvantificering af genekspression niveauer er nødvendig1. Man kan finde disse metoder i onkologi, for eksempel, eller i metabolisk lidelse behandling2. Den unikke morfologi (dvs. anatomi) af hver enkelt spiller en vigtig rolle i interventionel, kirurgisk og protese medicin. Udviklingen af individualiserede proteser og præ-interventionel/operativ terapiplanlægning repræsenterer centrale fokuspunkter for forskningsgrupper i dag3,4,5.
Kommer fra industriel prototype produktion, 3D-print er ideel til dette område af personlig medicin6. 3D-print er klassificeret som en additiv fremstillingsmetode og normalt baseret på en lag-for-lag aflejring af materiale. I dag er en bred vifte af 3D-printere med forskellige udskrivningsteknikker tilgængelige, hvilket muliggør behandling af polymere, biologiske eller metalliske materialer. På grund af stigende udskrivningshastigheder samt den fortsatte udbredte tilgængelighed af 3D-printere bliver produktionsomkostningerne gradvist billigere. Derfor er brugen af 3D-print til præ-interventionel planlægning i daglige rutiner blevet økonomisk mulig7.
Formålet med denne undersøgelse var at etablere en metode til generering af patientspecifikke eller sygdomsspecifikke fantomer, der kan anvendes i individualiseret terapiplanlægning i hjerte-kar-medicin. Disse fantomer bør være kompatible med almindelige billeddannelsesmetoder samt til forskellige terapeutiske tilgange. Et andet mål var brugen af de individualiserede anatomier som træningsmodeller for læger.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Protocol
Etisk godkendelse blev behandlet af Ludwig-Maximilians-Universität Münchens etiske udvalg og blev frafaldet, da de radiologiske datasæt, der blev anvendt i denne undersøgelse, blev indsamlet med tilbagevirkende kraft og fuldt anonymiseret.
Der henvises til instituttets MR-sikkerhedsretningslinjer, især med hensyn til de brugte LVAD-ventrikel- og metalkomponenter i flowløkken.
1. Dataindsamling
- Før du opretter de anatomiske fantomer, skal du vælge et passende radiologisk datasæt, helst fra patienter i kardiovaskulære discipliner. Den virtuelle 3D-model kan udledes af både computertomografi (CT) eller magnetisk resonans imaging (MRI) datasæt.
- Vælg pixelstørrelsen og udsnitstykkelsen (ST) for datasættet for at tilpasse sig størrelsen på de strukturer, der er beregnet til at blive repræsenteret i 3D-modellen. Dette eksperiment brugte en ST på 0,6 mm med en matrixstørrelse på 512 x 512 og et synsfelt på 500 mm, der fører til en pixelstørrelse på 0,98 mm. Sørg for, at værdien af både pixelstørrelse og ST skal ligge under størrelsen på den mindste funktion, der skal være synlig på billederne, og 3D-modellen, f.eks. <0,3 mm for datasæt af spædbørn eller repræsentation af koronar, <0,6 mm for en voksen patients vigtigste hjerte-kar-strukturer.
- Udfør standarderhvervelse for CT-angiografi (CTA) i spiralteknik med to kilder med en ST på 0,6 mm til voksne patienter. For voksne injiceres 80 mL jodkontrastmidlet med en hastighed på 4 mL/s og påbegynder erhvervelse 11 s efter bolussporing i den stigende aorta ved en tærskel på 100 HU. Rørspændingen og rørstrømmen vælges automatisk af scanneren i henhold til patientens kropstype. Udfør rekonstruktion i en bløddelskerne ved hjælp af en høj grad af iterativ rekonstruktion.
BEMÆRK: Parametre og protokoller for erhvervelse af CTA er meget afhængige af den tilgængelige CT-scanner, patientstørrelse og patientens omkreds. De præsenterede parametre er erfaringsbaserede og bør tages som udgangspunkt for justering snarere end et fast krav. - For MR-angiografi (MRA) skal du udføre ikke-kontrastforbedret (ikke-CE) MRA ved hjælp af en internt modificeret sekvens, der anvender en fuldt afbalanceret gradientbølgeform ved hjælp af både EKG- og åndedrætsudløsning (TE 3.59, TR 407.40, matrixstørrelse 224x224). Opnå accelereret MR-dataindsamling ved hjælp af komprimeret sensing, der kombinerer parallel billedbehandling, sparsom prøveudtagning og iterativ rekonstruktion. Som et eksempel er anskaffelsestider på ca. 5 minutter for thorax aorta mulige.
BEMÆRK: Sørg for at vælge et datasæt, der er fri for bevægelse artefakter. For at reducere bevægelse artefakter, udføre billede erhvervelse ved hjælp af potentielle EKG udløser og yderligere respiratorisk udløser for ikke-CE MRA. Når du vælger en model til almindelig brug, skal du desuden sikre dig, at der ikke er metalimplantater, da dette kan forbedre kvaliteten af den færdige model. - Til segmentering og 3D-print af kardiovaskulære anatomier skal du bruge kontrastforbedrede datasæt. Brugen af indfødte kardiovaskulære datasæt gør adskillelsen af hule anatomiske strukturer (f.eks. kar eller ventrikel) fra blod vanskelig på grund af sammenlignelige Hounsfield-værdier på ca. 30 HU8.
BEMÆRK: En højere Hounsfield værdigradient mellem blodvolumen og omgivende blødt væv vil give mulighed for en lettere adskillelse i segmenteringsprocessen. Hvis gradienten er meget lille, vil dele af det bløde væv blive vist som en del af blodvolumenet, hvilket resulterer i en dårlig modelkvalitet og yderligere efterbehandling. - Når du eksporterer datasættet, skal du sørge for at vælge en rimelig lav skivetykkelse (ca. 0,3 - 0,6 mm for CTA og 0,8 - 1,0 mm for MRA), da opløsningen og overfladekvaliteten af den trykte model i høj grad afhænger af denne parameter.
BEMÆRK: Hvis skivetykkelsen er for tynd, øges den nødvendige computerkraft til modellering betydeligt, hvilket forsinker processen i overensstemmelse hermed. På den anden side kan overdreven skivetykkelse resultere i tab af små detaljer i patienternes anatomi.
2.3D-model skabelse
BEMÆRK: Oprettelsen af en 3D-model fra et radiologisk datasæt kaldes segmenteringsprocessen, og der kræves en særlig software. Segmentering af medicinske billeder baserer sig på Hounsfield enheder, til at danne 3-dimensionelle modeller9. Denne undersøgelse bruger en kommerciel segmentering og 3D-modellering software (se Tabel over materialer), men lignende resultater kan opnås ved hjælp af tilgængelige freeware. Følgende trin beskrives til modellering fra et kontrastforbedret CT-datasæt.
- Når du har importeret datasættet til segmenteringssoftwaren, beskæres datasættet for at begrænse interesseområdet, dvs. hjerte- og aortabuen. Opnået dette ved at vælge værktøjet Beskær billeder og flytte kanterne af investeringsafkast ved at klikke på og flytte siderne af rammen. Dette kan gøres i alle tre retninger. Derfor opnås der fokus på investeringsafkast sammen med et fald i filstørrelsen, hvilket muliggør højere computerhastighed, hvilket fører til reduceret samlet arbejdstid.
- Definer en række Hounsfield-enhedsværdier (ca. 200-800 HU) ved at åbne tærskelværktøjet, hvilket resulterer i en kombineret maske af den kontrastforbedrede blodvolumen og knoglestrukturer (Figur 1A, f.eks. brystbenet, dele af brystkassen og rygsøjlen).
- Fjern alle knogledele, der er uønskede i den endelige 3D-model, ved hjælp af splitmaskværktøjet, som muliggør mærkning og adskillelse af flere områder og samlede skiver baseret på Hounsfield-værdier og placering.
- Efter denne adskillelse skal du sørge for, at en maske, der indeholder den kontrastforbedrede blodvolumen, forbliver. Dette kan gøres ved at rulle gennem koronar og aksiale planer og matche den oprettede maske med det underliggende datasæt. Ud fra denne maske beregnes en gengivet 3D-polygonoverflademodel (den såkaldte STL) (Figur 1B).
BEMÆRK: Værktøjsnavne kan variere i andre segmenteringsprogrammer. - For yderligere tilpasning og manipulation skal du overføre 3D-modellen til en 3D-modelleringssoftware (se Materialetabel). Hvis du vil eksportere 3D-modellen, skal du klikke på eksportværktøjetog vælge 3D-modelleringssoftwaren eller et passende dataformat til den eksporterede fil. Derefter skal du bekræfte dit valg, og eksportprocessen vil blive udført.
- Brug trimværktøjet til at beskære blodmængden til det specifikke interesseområde (f.eks. fjernelse af dele af aortaen eller nogle af hjertehulerne). Klik på værktøjet, og tegn en kontur omkring de dele, der skal fjernes.
BEMÆRK: Afhængigt af datasættets kvalitet og segmenteringens nøjagtighed kan der være behov for mindre overfladereparationer og -ændringer på dette tidspunkt. Yderligere designoperationer gør det muligt at manipulere patientspecifikke modeller i henhold til formålet med brug, f.eks. Nogle eksempler på teknik, ifølge patienternes anatomi, omfatter skalering af hele modellen eller enkelt strukturer, at skabe eller slette forbindelser, der kombinerer dele af forskellige modeller i én. Sådanne funktioner er særligt interessante for træningsmodeller med medfødte abnormiteter, da CT- og MR-billeder er sjældne i pædiatri, hvor minimering af stråling og sedation er nøglen. Derfor er tilpasning og ændring af eksisterende modeller især nyttig til 3D-print af medfødte hjertefejlmodeller. - Klik på værktøjet Lokal udjævning for at justere overfladen af den segmenterede model manuelt og lokalt. Fokuser på at fjerne grove polygonformer, enkelte toppe og ru kanter, der er oprettet af de tidligere trimningsoperationer.
- For at tillade senere tilslutning af modellen til en flow loop, omfatter rørformede dele med definerede diametre justeret til de tilgængelige slange stik og rør diametre (Figur 1C). Placer derfor et datumplan parallelt med fartøjernes indledende tværsnit i en afstand på ca. 10 mm.
- Hvis du vil placere flyet, skal du vælge værktøjet Opret Datum Plane og bruge det forudindstillede 3-punkts plan. Klik derefter på tre ligeligt fordelte punkter på fartøjernes tværsnit for at oprette flyet. Derefter skal du indtaste en forskydning på 10 mm i kommandovinduet og bekræfte handlingen.
- Vælg værktøjet Ny skitse i menuen, og vælg det tidligere oprettede datumplan som placering af skitsen. I skitsen skal du placere en cirkel groft på karets midterlinje og indstille radiusbegrænsningen, så den passer til slangestikkets ydre diameter (24 mm for aortaindtag, 8-10 mm for subklave, halspulsåre og nyrefartøjer og 16-20 mm til den distale åbning af fartøjet).
- Fra den skabte skitse skal du bruge Extrude-værktøjet til at skabe en cylinder med en længde på 10 mm. Orient ekstrudering til at bevæge sig væk fra fartøjet åbning, at skabe en afstand mellem cylinderen og fartøjet tværsnit på 10 mm. Brug derefter loftværktøjet til at skabe en forbindelse mellem karafslutningen og den geometrisk definerede cylinder. På dette tidspunkt skal du sikre en glidende overgang mellem de to tværsnit og derved undgå turbulens og lavstrømsområder i den endelige 3D-flowmodel (Figur 1D).
BEMÆRK: Ved at følge disse trin, en 3D-model af blodvolumen af aorta og klæbende arterier vil blive oprettet. Desuden vil det omfatte de stik, der kræves for efterfølgende at forbinde det til en flow loop. - Hvis du vil lave et hult blodrum, skal du bruge Hollow-værktøjet i softwaren. I kommandovinduet skal du indtaste den krævede vægtykkelse (i dette eksperiment: 2,5 mm) Desuden skal udhulingsprocessens retning indstilles til Udenfor. Derefter bekræfte udvælgelse og udhuling proces vil blive udført.
BEMÆRK: Dette trin giver mulighed for at vælge en fast vægtykkelse for hele modellen. Da "udhuling" skaber en defineret vægtykkelse på alle overflader, vil en fuldt lukket model resultere. Derfor skal enderne på alle fartøjer trimmes igen ved hjælp af det trin, der er beskrevet i trin 2.6 (Figur 1E). Når du bruger fleksible 3D-printmaterialer, er dette trin afgørende for at definere fantomets endelige biomekanikeregenskaber. Ved at øge modellens vægtykkelse vil højere modstandsdygtighed og lavere elasticitet logisk resultere. Hvis det oprindelige vævs mekaniske egenskaber og 3D-printmaterialet ikke er kendt, skal der udføres trækprøver på dette tidspunkt. Da vægtykkelsen er konstant på tværs af hele modellen, skal de ønskede mekaniske egenskaber genskabes i modellens interesseområde. - Nogle behandlingssoftware tilbyder en "Wizard" for at sikre printbarheden af den endelige model, hvilket stærkt anbefales. Dette valgfrie behandlingstrin analyserer modellens polygonnet og markerer overlapninger, defekter og små objekter, som ikke er forbundet med modellen. Normalt tilbyder guiden løsninger til at fjerne de fundne problemer, hvilket resulterer i en 3D-model , der kan udskrives (Figur 1F).
- Eksporter den endelige model som .stl-fil ved at vælge indstillingen Eksporter under fanen Filer.
BEMÆRK: For at bekræfte nøjagtigheden af den designede 3D-model muliggør noget software overlejringen af den endelige STL's kontur og det underliggende radiologiske datasæt. Dette giver mulighed for en visuel sammenligning af 3D-modellen med den oprindelige anatomi. Desuden skal der vælges en printer med en passende rumlig opløsning på < 40 μm, så den digitale model kan udskrives nøjagtigt.
Opsætning af 3.3D-udskrivning og flow loop
- Overfør .stl-filen til en 3D-printer ved hjælp af den udskæringssoftware, der leveres af producenten, for at producere et fysisk fantom af anatomien. Ideelt set bør man bruge en udskrivningslagshøjde på ≤ 0,15 mm for at sikre høj opløsning og god udskrivningskvalitet.
BEMÆRK: Der er en bred vifte af elastiske trykmaterialer og egnede 3D-printere til rådighed på markedet. Forskellige opsætninger kan bruges til at udskrive de tidligere beskrevne digitale modeller. Opløsning, efterbehandling og mekanisk adfærd kan dog afvige fra de præsenterede resultater. - Når du har uploadet udskrivningsfilen fra udskæringssoftwaren til 3D-printeren, skal du sørge for, at mængden af udskrivningsmateriale og supportmateriale i printerens patroner er tilstrækkelig til 3D-modellen og starte udskriften.
- Fjern supportmaterialet fra den færdige model efter udskrivningsprocessen. Fjern først støttematerialet manuelt ved forsigtigt at klemme modellen efterfulgt af nedsænkning i vand eller et respektive opløsningsmiddel (afhængigt af støttemateriale). Tør i en inkubator indstillet til 40 °C natten over.
BEMÆRK: Fjernelsen af støttematerialet kan være et tidskrævende trin, afhængigt af kompleksiteten af den anatomiske model. Mens brugen af værktøjer som spatler, skeer og medicinske sonder kan reducere efterbehandlingstiden lidt, øger det også faren for perforering af modellens væg, hvilket gør den ubrugelig til væsketest. Når du bruger Polyjet-udskrivningsteknologien, vil hele modellen blive indkapslet af et supportmateriale. Dette er nødvendigt for at holde det usikrede modelmateriale på plads, mens det hærdes ved hjælp af UV-lys. I hule rørformede modeller vil dette føre til en meget højere efterspørgsel efter støttemateriale sammenlignet med faktisk modelmateriale. Modellen i figur 2 bruger ca. 200 g modelmateriale og 2.000 g støttemateriale. - Derefter integreres modellen i 1% agar. Dette reducerer bevægelse artefakter under klinisk billeddannelse af modellen. For det andet tilbyder agar en bedre haptisk feedback under sonografisk billeddannelse og en bedre kraftfeedback under kateterisering sammenlignet med nedsænkning i vand.
- Brug en plastikkasse med mindst 2 cm sidemargener omkring modellen. Bor huller ind i kassens vægge, så rørene kan tilsluttes fra karrene til pumpen og reservoiret.
- Forbered en agaropløsning ved at tilsætte 1% w /v i vand og koge. Efter kogning og omrøring af blandingen, lad det køle af i 5 minutter og hæld i kassen for at skabe en seng på mindst 2 cm højde, hvor modellen vil blive placeret.
BEMÆRK: Hvis modellen er placeret direkte på bunden af kassen, vil væskens pulsatilitet inde i modellen skabe en asymmetrisk opadgående bevægelse.
- Mens agar seng sæt, tilslutte modellen til ikke-kompatible PVC-rør, ved hjælp af kommercielle slange stik ved hver åbning. En rørdiameter på 3/8" anbefales til store kar (f.eks. aorta) og/eller anatomiske strukturer med høj blodgennemstrømning (f.eks. hjertekamre). For mindre fartøjer er et 1/8"-rør tilstrækkeligt. Brug lynlåsbånd til at rette forbindelsen mellem slangestikket og 3D-modellen og sikre, at der ikke er væskelækage.
- Før PVC-rørene gennem de borede huller i kassen, og placer derefter modellen oven på den indstillede agarseng. For at forhindre agar lækker fra disse huller, skal du bruge varmebestandig modellering ler til at forsegle det. Derefter fyldes kassen med agar, der dækker modellen ved at tilføje et 2 cm lag på toppen og forlade i en time ved stuetemperatur for agaren at køle helt af og indstille. Dette vil kræve mere af agarblandingen, der er beskrevet i trin 3.4.
BEMÆRK: Agaren, når den er hærdet, kan bruges i ca. en uge, hvis den er nedkølet. Når det synligt reducerer i volumen, skal det erstattes af et nyt parti. - Tilslut en pulserende pneumatisk ventrikelpumpe til modellen ved hjælp af 3/8"-slangen, der er fastgjort til den proksimale åbning. Tilslut de andre rør til reservoiret og derefter forbinde reservoiret til indløbet af ventrikel pumpen for at skabe en lukket flow loop. (Figur 2; f.eks. ventrikulært hjælpemiddel (VAD)-ventrikel). Pumpen skal have et slagvolumen på 80 - 100 mL for at sikre tilstrækkelig fysiologisk strømning i voksne anatomier. Til pædiatriske anatomier er der mindre pumpekamre til rådighed.
- Ventrikel skal omrøres af en stempelpumpe med et slagvolumen på 120 - 150 mL for at tage højde for luftkomprimering i binderøret.
4. Klinisk billeddannelse
BEMÆRK: For at forhindre artefakter i klinisk billeddannelse skal det sikres, at der ikke er luftlommer i væskekredsløbet.
- CT-billeddannelse
- For CT-billedbehandling skal du placere hele flowløkken i CT-scanneren med drevenheden stående i nærheden. Tilslut kontrastmiddelpumpen direkte til reservoiret i flowløkken, så oversvømmelsen af modellen med kontrastmiddel kan simuleres under scanning. Dette er især nyttigt til visualisering af vaskulære patologier.
- Udfør CT som en dynamisk scanning over hele modellen for at visualisere tilstrømningen af kontrastmidler. Rørspænding er indstillet til 100 kVp, rørstrøm ved 400 mAs. Sorteringen er 1,2 mm. Indsprøjt 100 mL på 1:10 fortyndet jodisk kontrastmiddel i modellens reservoir med en hastighed på 4 mL/s. Start scanningen ved hjælp af bolus, der udløser i det forreste rør, med en tærskel på 100 HU og 4 s forsinkelse.
- Sonografi
- Sæt en lille mængde ultralydsgel oven på agarblokken for at reducere artefakter. Start pumpen og brug ultralydshovedet til at lokalisere den anatomiske struktur af interesse for ultralydsbilleddannelse (dvs. hjerteklapper). Brug 2D-ekkotilstand til at evaluere folderbevægelser samt ventilens åbnings- og lukkeadfærd. Brug farve Doppler til at evaluere blodgennemstrømningen på tværs af ventilen og spektral Doppler at kvantificere strømmen hastighed efter hjerteklap.
- Kateterisering/interventioner
- Indsæt en adgangsport i PVC-røret direkte under 3D-modellen for at give mulighed for lettere adgang til anatomien med et hjertekateter eller guidewire. Når flowløkken er startet, skal du kontrollere, om der er lækage ved indgangen til havnen. Hvis det er nødvendigt, skal du bruge et tokomponent klæbemiddel til at forsegle åbningen.
- Placer 3D-modellen på patientbordet under røntgenmaskinens C-arm(er). Brug røntgenbilleder til at guide kateteret og guidewires gennem den anatomiske struktur. For ballonudvidelse eller stentgraft placering brug kontinuerlig røntgentilstand til at visualisere udvidelsen af enheden.
BEMÆRK: Kateteriserings- og interventionstræning på 3D-printede modeller giver mulighed for udskiftelig brug af forskellige anatomiske og patologiske modeller. Dette øger yderligere variationen og realismen i træningsindstillingen.
- 4D-MR-SCANNING
- Brug en 1,5 T-scanner til MR-erhvervelse, og sørg for, at anskaffelsesprotokollen består af en ikke-kontrastforbedret MRA som beskrevet ovenfor og 4D-Flow-sekvensen. For 4D-Flow erhverve et isotropisk datasæt med 25 faser og en skivetykkelse på 1,2 mm (TE 2.300, TR 38.800, FA 7 °, matrixstørrelse 298 x 298). Indstil hastighedskodningen til 100 cm/s. In vitro-målingerne udføres ved hjælp af simulerede EKG- og åndedrætsudløsere.
- Til 4D-Flow-analyse placeres kassen med den integrerede model og VAD-ventrikel i MR-scanneren og dækkes med en 18-kanals karrosse. Med hensyn til MR-scannerens magnetfelt skal den pneumatiske drevenhed placeres uden for scannerrummet. Derfor er der normalt behov for et længere binderørssystem.
- Udfør 4D-Flow-billedanalysen med en kommercielt tilgængelig software. Først skal du importere 4D-MR-datasættet ved at vælge det fra flashdrevet. Udfør derefter semiautomatisk offsetkorrektion og korrektion af aliasing for at forbedre billedkvaliteten. Derefter spores fartøjets midterlinje automatisk, og softwaren udtrækker 3D-volumen.
- Udfør endelig kvantitativ analyse af flowparametre ved at klikke på de enkelte faner i analysevinduet. Flowvisualisering, kurvevisualisering og flowvektor visualiseres uden yderligere input. For kvantificering af tryk og væg forskydning stress i de respektive fane, placere to planer ved at klikke på knappen Tilføj Plane. Flyene placeres automatisk vinkelret på fartøjets midterlinje.
- Flyt flyene til investeringsafkast ved at trække dem langs midterlinjen, så et fly er placeret i begyndelsen af investeringsafkast og et i slutningen. I diagrammet ved siden af 3D-modellen vil trykfaldet på tværs af ROI og vægforskydningsstress blive visualiseret og kvantificeret.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Representative Results
De beskrevne repræsentative resultater fokuserer på et par kardiovaskulære strukturer, der almindeligvis anvendes i planlægnings-, trænings- eller testindstillinger. Disse blev skabt ved hjælp af isotropiske CT-datasæt med en ST på 1,0 mm og en voxel størrelse på 1,0 mm³. Aortaaneurismemodellernes vægtykkelse blev fastsat til 2,5 mm i overensstemmelse med sammenlignende trækprøvningsresultater af trykmaterialet (trækstyrke: 0,62 ± 0,01 N/mm2; Fmaks.: 1. 55 ± 0,02 N; forlængelse: 9.01 ± 0,34 %) og porcine aortaprøver (bredde: 1 mm; Fmax: 1,62 ± 0,83 N; forlængelse: 9,04 ± 2,76 %).
De præsenterede 3D-printede modeller tilbyder en bred vifte af muligheder inden for CT-billeddannelse. Det trykte materiale kan let skelnes fra den omgivende agar og mulige metalimplantater (Figur 3A). Derfor er brugen af et kontrastmiddel normalt ikke påkrævet, bortset fra at generere dynamiske billedsekvenser. Dette kan især være nyttigt til evaluering af endovaskulære stentgrafter, da det giver mulighed for visualisering af mulige protese mismatch og efterfølgende vises endoleaks.
Som en fast bestanddel i det daglige kliniske arbejde er sonografisk billeddannelse et godt eksempel på anvendelsen af 3D-printede modeller som træningsopsætning. Det kan bruges til både evaluering af hjerteklap dynamik, samt undersøgelse af hele hjertet, især i pædiatri. Ultralydsbilleddannelse af den 3D-printede model afslører en god gennemtrængelighed af ultralydbølgerne. Desuden er det muligt at skelne mellem modellens væg, de omgivende agar og tynde dynamiske objekter, som hjerteklap foldere (Figur 3B). Agarlaget oven på modellen giver realistisk haptisk feedback under scanningsprocessen.
Brugen af 4D-MRI i flowanalysen i flow loop tilbyder en bred vifte af mulige applikationer i præ-interventionel billeddannelse. 4D-MR-sekvens muliggør visualisering af væskestrøm, turbulenser og vægforskydningsstress i den 3D-printede model. Dette giver mulighed for analyse af flowmønstre efter kunstige hjerteklapper, hvilket kan føre til høj væg forskydningsstress og turbulens i den stigende aorta og aortabue (Figur 3C). Virkningen af turbulens og høj væg forskydning stress er specielt interessant for analysen af aorta aneurismer. Således kan 3D-modellerne bidrage til bedre at forstå forekomsten af aneureurmer i både thorax og abdominal aorta.
3D-printede kardiovaskulære modeller giver et realistisk træningsmiljø for diagnostisk og interventionel kardiologi. Simuleringsopsætningen gør det muligt for praktikanterne at øve håndtering af ledende ledninger / katetre og manøvrering gennem kar og hjertestrukturer, intracardiactryksmålinger, ballonudvidelse af stenotiske kar eller ventiler, positionering og udvidelse af stenter samt angiografisk billeddannelse (visualisering af indre strukturer i 3D-modellen, f.eks. hjerteklapper). Færdigheder og opgaver for både roller, første og anden operatør, samt kommunikationen mellem de to er inkluderet i løbet af uddannelsen. Ændring af de 3D-printede modeller i 3D-modelleringssoftwaren gør det muligt at tilpasse modelstrukturen og størrelsen (spædbarn til voksen) til ethvert træningsniveau og mål. Derfor drager både studerende og dygtige praktikere fordel af uddannelsen i samme omfang. Workshops for alle uddannelsesniveauer - medicinstuderende til pædiatriske kardiologer med mange års erfaring - er med succes blevet udført på 3D-modeller, der repræsenterer de mest almindelige medfødte defekter, som omfatter patent ductus arteriosus (PDA), lungeventil stenose (PS), aortaklappen stenose (AS), coarctation af aorta (CoA) og atrie septal defekt (ASD). Udseendet af 3D-modellerne under røntgenbilleddannelse samt den haptiske feedback fra manipulation af instrumenterne inde i modellen blev vurderet som ekstremt realistisk. Gentagen træning på 3D-modeller fører til velbevandret orientering i 3D, forbedret opfattelse af haptisk feedback og - vigtigst for patienten - minimering af strålingseksponering.
Figur 1: Designtrin fra et radiologisk datasæt til en trykt anatomisk model (Patologi: infrarenal aortaaneurisme). (A) CT-datasætbaseret segmenteringsproces (B) Grov 3D-model efter segmentering (C) Udglattet model med tilsatte rørformede stik (D) Endelig model af blodvolumen med stik (E) Hul model med defineret vægttykkelse (F) 3D-printet fleksibel model. Klik her for at se en større version af dette tal.
Figur 2: Opsætning af flowløkken. (A) Skematisk model af flowløkken (B) Opsætning af slutflowsløjfe med LVAD (1), integreret model (2), et reservoir (3) og et 3D-printet rørstik (valgfrit) (4) Klik her for at se en større version af dette tal.
Figur 3: Klinisk billeddannelsesteknikker. (A) CT-rekonstruktion af en 3D-printet aortabue med en biologisk kirurgisk hjerteklap (B) Ultralydsbillede af en 3D-printet aortarod (1) med en åben biologisk kirurgisk hjerteklap (2) (C) 4D-MR-flowvisualisering i aortabuen (D) Røntgenbilleder af et 3D-printet pædiatrisk hjerte (1) under et kateterintervention (2) Klik her for at se en større version af dette tal.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Discussion
Den præsenterede arbejdsgang gør det muligt at etablere individualiserede modeller og dermed udføre præ-interventionel terapiplanlægning samt lægeuddannelse i individualiserede anatomier. For at opnå dette kan patientspecifikke tomografiske data bruges til segmentering og 3D-print af fleksible hjerte-kar-fantomer. Ved implementering af disse 3D-printede modeller i en mock omsætning, kan forskellige kliniske situationer realistisk simuleres.
I dag fokuserer mange terapiplanlægningsprocedurer på den digitale simulering af forskellige scenarier for at identificere det mest gunstige resultat10,11. I modsætning til disse in-silico simuleringer muliggør den beskrevne 3D-printede opsætning taktil feedback i træningsprocedurer; en væsentlig overholdelse tæt på den menneskelige original er mulig i pulsatile perfusion. På den anden side bruger mange offentliggjorte 3D-printede hjerte-kar-fantomer kun stift materiale og er derfor begrænset til en hovedsageligt visuel brug12,13.
Det skal dog forstås, at de nuværende 3D-printteknikker og -materialer fortsat er den største begrænsning i reproduktionen af biomekaniske egenskaber for den præsenterede arbejdsgang14. Mens en nøjagtig genskabelse af den anatomiske form er mulig, vil de skabte modellers mekaniske adfærd stadig afvige fra indfødte aortavæv til en vis grad. At efterligne forskellige væv med varierende biomekaniske egenskaber i et fantom, så vidt det overhovedet er muligt, kan kun opnås ved et par sofistikerede multi-materiale 3D-printere15. Oprettelse af vævsmitkende materialer til 3D-print er fortsat et fokus for videnskabelig forskning; udviklingen af nye materialer vil resultere i endnu mere realistiske resultater16,17. Så længe der kun er kommercielt tilgængeligt trykmateriale og/eller enkomponentudskrivning til rådighed, kan fantomets mekaniske egenskaber justeres ved hjælp af variationer af vægtykkelserne, som det blev udført i denne undersøgelse. Det anbefales derfor ikke kun at duplikere tykkelsen af det interessevæv, der er angivet fra de underliggende tomografiske data. Det er vigtigt at understrege, at der findes en bred vifte af forskellige 3D-printere med forskellige materialer og varierende mekaniske egenskaber på markedet18. Omfattende mekanisk test anbefales derfor før 3D-print. Til udskrivning af kardiovaskulære strukturer (dvs. aorta- eller ventrikulære vægge) kræves der forskellige indfødte vævsprøver til reference. Efter den beskrevne segmenterings- og udskrivningsarbejdsgang er det muligt at skabe fleksible og anatomisk nøjagtige samt konstruerede, men realistiske 3D-printede modeller af en bred vifte af kardiovaskulære anatomier.
Omkostningseffektiviteten af 3D-printede modeller afhænger betydeligt af materialeegenskaberne. I interventionel træning er høj holdbarhed af hver model (selv efter ballonudvidelse) nødvendig for at reducere de samlede omkostninger. Når man ser på patientspecifik terapiplanlægning, skal man tage hensyn til den gavnlige virkning af en trykt model. En 3D-printet model vil ikke vise sig omkostningseffektiv for en "standard" kirurgisk patient, men kan give enorm indsigt i patienter med komplekse anatomier. Derfor skal udgifterne til uddannelsesmodeller afvejes mod deres potentielle fordele.
Indtil nu findes der et par kommercielt tilgængelige fantomer til klinisk træning på markedet; nogle akademiske modeller er blevet offentliggjort19,20. Disse modeller har normalt foruddefinerede anatomier og viser sig normalt vanskelige at anvende i patientspecifikke indstillinger. Desuden komplicerer høje anskaffelsesomkostninger den udbredte brug af disse værktøjer i lægernes uddannelse. Den præsenterede tilpassede mock cirkulation kan oprettes på et lavt budget, hvis det er nødvendigt. Tomografiske, fluoroskopi og sonografiske scannere, til erhvervelse af patientspecifikke data samt til senere brug af mock-cirkulationen er standardudstyr på ethvert generelt eller universitetshospital i udviklede lande. Segmentering af den kardiovaskulære anatomi og oprettelsen af den virtuelle 3D-model kan udføres med den nævnte licenserede software, men freeware er også tilgængelig21. Freeware-mulighederne giver fremragende resultater, når du opretter 3D-modeller fra radiologiske datasæt, selvom der kræves en stor mængde indledende arbejde for at justere softwaren til individuelle behov. Desuden kræver en efterfølgende redigering af den digitale 3D-model en ekstra software, hvorfor en omfattende softwarepakke, der dækker alle disse aspekter, stærkt anbefales til en hurtig og glat arbejdsgang. Hvis det er nødvendigt, kan udskrivning af de fleksible fantomer ske ved kontrakt 3D-produktion, hvis der ikke er nogen passende 3D-printer på stedet. Ved anatomisk reduktion på interesseområdet kan størrelsen af det 3D-printede fantom reduceres, hvilket kommer med hurtigere udskrivningstider og lavere omkostninger.
Det mest kritiske punkt i processen beskrevet ovenfor er den oprindelige billede erhvervelse. Som et resultat, jo højere kvaliteten af de tomografiske data, jo mere præcis vil bevise den endelige 3D-printede fantom. Der er to vigtige faktorer i at opnå passende data fra CT eller MR: Forebyggelse af artefakter og rumlig opløsning. For at forhindre artefakter vil der ideelt set ikke være metalliske materialer (f.eks. implantater) ved siden af interesseområdet, hvis der ikke findes specifikke artefaktreduktionsteknikker22. For at reducere bevægelsesartefakter skal EKG- og respiratorisk udløsning udføres under billedopsamling23,24. Rumlig opløsning afhænger af billedenheden. En skivetykkelse på 1,0 mm eller derunder er dog nødvendig for at opnå egnede 3D-printede fantomer uden overdreven digital efterbehandling.
Ovennævnte modularitet, omkostningseffektivitet samt alsidighed prædisponerer den individualiserbare mock cirkulation til supplerende brug i daglig klinisk rutine. Den præsenterede metode kan være gavnlig for en lang række kliniske og grundlæggende forskningsområder. Brugen af realistiske modeller er fremragende til at lære unge læger og studerende det grundlæggende i sonografi samt interventionelle teknikker. Især med interventioner vil en sådan model gøre teknologien mere tilgængelig og øge lægernes samlede videnbase på lang sigt. CT og MR-scanning, især når man ser på hæmodynamiske flow mønstre i aortakarrene, kan være en vigtig tilføjelse både i grundlæggende videnskab, samt bestemme resultatet af kirurgiske og transkateter interventioner.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Disclosures
Forfatterne erklærer ingen interessekonflikt.
Acknowledgments
Denne publikation blev støttet af Den Tyske Hjertefond/Den Tyske Hjerteforskningsfond.
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. Immuno-Oncology in the Era of Personalized Medicine. Advances in Experimental Medicine and Biology. 1168, 117-129 (2019).
- 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. Patient-specific orthopaedic implants. Orthopaedic surgery. 8 (4), 417-424 (2016).
- 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. Motion in cardiovascular MR imaging. Radiology. 250 (2), 331-351 (2009).
