Summary
Pasientspesifikke modeller forbedrer kirurgen og medtilliten når man utvikler eller lærer kirurgiske planer. Tredimensjonale (3D) skrivere genererer tilstrekkelige detaljer for kirurgisk forberedelse, men klarer ikke å gjenskape vev haptisk gjengivelse. En protokoll presenteres som beskriver opprettelsen av pasientspesifikke, silikon hjertemodeller, som kombinerer 3D-utskriftspresisjon med simulert silikonvev.
Abstract
Tredimensjonale modeller kan være et verdifullt verktøy for kirurger når de utvikler kirurgiske planer og medisinske stipendiater når de lærer om komplekse tilfeller. Spesielt kan 3D-modeller spille en viktig rolle innen kardiologi, hvor komplekse medfødte hjertesykdommer oppstår. Mens mange 3D-skrivere kan gi anatomisk korrekte og detaljerte modeller, klarer ikke eksisterende 3D-utskriftsmaterialer å gjenskape myokardvevsegenskaper og kan være ekstremt kostbare. Denne protokollen tar sikte på å utvikle en prosess for opprettelse av pasientspesifikke modeller av komplekse medfødte hjertefeil ved hjelp av en lavkostnads silikon som passer bedre til hjertemuskelegenskaper. Med forbedret modellgjengivelse kan faktisk kirurgisk prosedyreopplæring forekomme i forkant av prosedyren. Vellykket opprettelse av hjertemodeller begynner med segmentering av radiologiske bilder for å generere et virtuelt blodbasseng (blod som fyller hjertets kamre) og myokardvevsform. Blodbassenget og myokardformen er 3D trykt i akrylitril butadien styren (ABS), en plast oppløselig i aceton. Formen er samlet rundt blodbassenget, og skaper et negativt rom som simulerer myokardiet. Silikon med en strandhardhet på 2A helles i det negative rommet og får lov til å kurere. Den myokardformen fjernes, og den gjenværende silikon/ blodbassengmodellen er nedsenket i aceton. Den beskrevne prosessen resulterer i en fysisk modell der alle hjertefunksjoner, inkludert intra-hjertefeil, er representert med mer realistiske vevsegenskaper og er nærmere tilnærmet enn en direkte 3D-utskriftstilnærming. Den vellykkede kirurgiske korreksjonen av en modell med en ventrikulær septalfeil (VSD) ved hjelp av en GORE-TEX-patch (standard kirurgisk inngrep for defekt) demonstrerer nytten av metoden.
Introduction
Nesten 1 av 100 barn i USA er født med medfødte hjertefeil (CHD). På grunn av tilbøyeligheten til mødre med CHDs til å få barn med CHDs, er det en forventning om at frekvensen kan mer enn dobles i løpet av de neste syv generasjonene1. Selv om ikke hver CHD anses som kompleks eller alvorlig, indikerer den generelle vekstforventningen at det er motivasjon for å forbedre teknologien og prosedyrene som er i stand til å håndtere CHD-behandling. Etter hvert som teknologien forbedres, uttrykker hjertekirurger ofte en vilje til å takle mer komplekse prosedyrer. Denne viljen har ført til et økt antall komplekse hjerteprosedyrer, noe som har ført til behovet for mer avanserte teknikker for kirurgisk planlegging og utdanning. I sin tur etterlater dette hjertekirurger som trenger svært nøyaktige, pasientspesifikke modeller og hjertekirurgiske stipendiater som trenger svært effektive treningsmetoder.
Medfødt hjertekirurgi er en av de mest teknisk krevende kirurgiske disipliner på grunn av den lille størrelsen på pasientene, kompleksiteten i hjerteavvikene og sjeldenheten av noen abnormiteter2. I de mest ekstreme tilfellene kan et barn bli født med en enkelt ventrikel. Det er ikke uvanlig at kirurgen tar et fartøy 2,0 mm i diameter og det med fast perikardium for å skape et 1,0 cm fartøy som gjør det mulig for en nyfødt å vokse i denne livreddende prosedyren - alt mens det er under klokken, da det nyfødte er i fullstendig sirkulasjonsstans. Mellom det normale firekammerhjertet og disse ekstreme eksemplene er utallige muligheter for kammerstørrelse og ventilposisjoner som utgjør svært komplekse 3D-oppgaver. Rollen til det medfødte hjerteteamet er å klart avgrense den unike anatomien og utvikle en plan for å omkonfigurere det organiske vevet til et funksjonelt hjerte som gjør at et barn kan vokse med den beste sjansen til et normalt liv. Nøyaktige modeller gir mulighet for bevisst kirurgisk praksis og repetisjon i et miljø der feil kan tilgis og ikke vil føre til pasientskade3,4. Denne opplæringen fører til utvikling av forbedret kirurgisk kompetanse, samt tekniske og dømmende ferdigheter. Imidlertid kan begrensede ressurser og sjeldenheten av visse hjertesykdommer gjøre det nesten umulig å oppnå ønsket nivå av repetisjon og visualisering. For å bidra til å gjøre rede for denne ressursmangelen har det vært en økning i bruken av simuleringer for utdanning2,3. Ofte brukte simulerings- eller modelleringsteknikker inkluderer menneskelige, dyrevev, virtual reality-modeller (VR) og 3D-trykte modeller.
Kadaverisk vev har historisk blitt sett på som gullstandarden for kirurgisk simulering, med dyrevev et nært sekund. og dyrevev kan produsere simuleringer med høy gjengivelse fordi de inneholder den anatomiske strukturen av interesse, alle omkringliggende vev, og tillater perfusjonsteknikker for å simulere blodstrøm4. Til tross for fordelene med vevsmodeller, er det ulemper. Balsamert vev opplever redusert mekanisk samsvar, noe som gjør noen operasjoner urealistiske og vanskelige å utføre. Vev krever konstant vedlikehold, spesifikke anlegg, er ikke gjenbrukbare2, kan være kostbare å skaffe3, og har historisk vært gjenstand for etiske bekymringer. Mest signifikant er medfødte hjertesykdommer rett og slett ikke tilgjengelige i kadaveriske prøver.
VR- og 3D-trykte modeller5,6,7,8,9,10 gir et annet alternativ for hjerteopplæring, simulering og modellering for å hjelpe til med å lage preoperative planer. Disse modellene reduserer tvetydighet forbundet med en brukers varierte visuo-romlige evne til å interpolere 2D-bilder som en 3D-struktur10,11. Det virtuelle miljøet kan inneholde kirurgiske verktøy som kan manipuleres og samhandle med modeller, slik at kirurger og stipendiater kan utvikle hånd-øye-koordinasjon, fine motoriske ferdigheter og kjennskap til noen prosedyrer4. Nåværende populære 3D-utskriftsteknologier, inkludert smeltet avsetningsmodellering (FDM), stereolitografi (SLA), selektiv laser sintring (SLS) og polyjet har vist seg å produsere modeller med submillimeter presisjon13. Både VR- og 3D-trykte modeller kan brukes på nytt og kan være ekstremt detaljerte; modeller kan til og med genereres fra pasientradiologiske bildedata, noe som resulterer i kopier av pasientens anatomi. Til tross for de mange fordelene med en VR- eller 3D-trykte modeller, kommer de til kort når kostnads- og haptisk troskapskrav for medfødt hjertekirurgi vurderes. Oppsettet av et VR-miljø har en høy kostnad, og VR-miljøer kan ikke gi reell haptisk tilbakemelding. Mens haptisk troskapsteknologi forbedrer seg, hemmer det nåværende gapet en elevs evne til å bli kjent med de finmotoriske ferdighetene som er nødvendige for å utføre prosedyrer4. På samme måte, avhengig av hvilken type 3D-utskriftsteknologi som brukes, kan kostnaden for 3D-utskrift være ganske høy, da skriverens kjøpesum og utskriftsmaterialekostnad må betraktes som11,14. En enkelt high-fidelity hjertemodell med realistisk haptisk tilbakemelding kan produseres ved hjelp av en avansert skriver, men vil koste hundrevis av dollar i materiale alene med en skriverkjøpspris over 100,000 USD15. En hjertemodell produsert ved hjelp av en filament med en landhardhet på 26-28 A ble funnet å koste ca 220 USD per modell16. Du kan også bruke mange rimelige 3D-skrivere og -teknologier som har en skriverkjøpspris på mindre enn 5000 USD. Gjennomsnittlige materialpriser for en hjertemodell generert på en rimelig FDM-skriver ble funnet å være ca 3,80 USD ved hjelp av et materiale med en landhardhet på 82 A og 35 USD ved hjelp av et materiale med en landhardhet på 95 A15,16. Selv om disse maskinene tilbyr en rimelig løsning, kommer den på bekostning av haptisk troskap.
Mens VR- og 3D-utskrift kan muliggjøre detaljert visuell og konseptuell evaluering av en hjertesykdom, er den høye prisen forbundet med å produsere en modell for praktisk kirurgisk simulering ofte en betydelig barriere. En løsning er bruk av silikon for å skape en fysisk og tekstlig nøyaktig hjertemodell. Pasientspesifikke silikonmodeller kan legge til rette for en dypere forståelse av unik anatomi ved å la kirurger se, føle og til og med praktisere en prosedyre mens de opplever realistisk haptisk tilbakemelding i et miljø som innebærer minimal risiko for en pasient og ikke har noen konsekvenser hvis prosedyren ikke lykkes9. Silikonstøping har vist seg å være en effektiv metode for å modellere menneskelig anatomi som produserer modeller med fysiske egenskaper som er betydelig nærmere ekte vev enn modeller generert fra lavkostnads 3D-utskrift17. Scanlan et al., sammenlignet egenskapene til lavpris 3D trykt til silikonstøpte hjerteventiler for å evaluere likhet med ekte vev; studien fant at selv om de fysiske egenskapene til silikonventilene ikke var en nøyaktig kopi av ekte vev, var egenskapene langt bedre enn de 3D-trykte ventilene17. 3D-utskriftsmaterialet som brukes i studien er blant de mykeste materialene som er tilgjengelige for rimelige 3D-skrivere og har en strandhardhet mellom 26 og 28 A18. Platinaherd silikonet som anbefales for bruk i protokollen nedenfor, har en strandhardhet på 2 A som er langt nærmere kystens hardhet av hjertevev, 43 på 00-skalaen eller omtrent 0 A19,20. Denne forskjellen er betydelig fordi silikonmodellene tillater finmotorisk ferdighetstrening med høy kvalitet som de direkte 3D-trykte materialene ikke oppnår. Den totale materialkostnaden for modellen som foreslås i denne protokollen, er mindre enn 10 USD. De foreslåtte silikonmodellene kombinerer bløtvevsegenskapene som er nødvendige for realistisk haptisk tilbakemelding med allsidigheten og presisjonen til rimelige 3D-trykte modeller.
Mens fordelene med silikon kan synes å gjøre det til det åpenbare valget for modelloppretting, har bruken av silikon blitt begrenset av anatomien som kan formes. Nyblandet silikon er en væske som krever en mugg for å holde den i ønsket form som den kurerer. Historisk sett kunne silikon hjerteformer bare inneholde detaljer om den ytre overflaten av modellen. Intra-hjerte detaljer, inkludert hele blod pool regionen, ville bli fylt med silikon og tapt. Tidligere studier har oppnådd silikonmodeller av spesifikke interesseområder i hjertet (f.eks. aortarot21) eller har brukt en ekstrapolatorisk metode for å simulere myokardvev22. Denne protokollen er ny da den søker å kombinere bruken av silikonmateriale med høyoppløselig anatomisk, full myokardsimulering - spesielt unngå noen metode for ekstrapolering. Så vidt vi vet har ingen beskrivende manuskripter gitt en metodikk som kombinerer disse aspektene. Metoden beskrevet i denne protokollen introduserer en teknikk for å oppnå en pasientspesifikk hjertemodell med intra-hjerteanatomisk replikasjon nøyaktig nok til kirurgisk preoperativ praksis. Metoden innebærer opprettelsen av en myokardform for å holde silikonet i riktig form som det kurerer og en indre form for å bevare de interne, intra-hjerte detaljene i modellen og forhindre silikonet i å fylle blodbassengområdet i hjertet. Den indre formen må deretter oppløses bort, og etterlater en hel silikon hjertemodell med pasientspesifikk anatomi på ytre og indre overflater. Uten den foreslåtte protokollen for hjertemodelloppretting heri, finnes det ingen rimelig løsning for å simulere den kirurgiske prosedyren med et materiale som etterligner de faktiske vevsegenskapene til myokardiet.
Protocol
Protokollen ble gjennomført på en måte som tilsvarer den beste etiske praksisen til forfatterens institusjon, inkludert riktig håndtering av pasientinformasjon og forsikring av de nødvendige samtykkene som er nødvendige for å bruke pasientspesifikke data. Ved bruk ble slike data anonymisert for å sikre beskyttelse av pasientens private helseinformasjon.
MERK: Følgende protokoll er skrevet på en programvarenøytral måte, da det er mange forskjellige programmer som kan utføre de forskjellige trinnene. I dette tilfellet ble Materialise Mimics Medical 24.0 brukt til segmentering, og Materialise Magics ble brukt til 3D-manipulering og opprettelse av segmenterte modeller og tilfeller. Spesifikke instruksjoner for disse programmene vil bli inkludert i tillegg til den generaliserte tilnærmingen.
1. Segmenter pasientens anatomi
- I henhold til SMB må du skaffe deg et pasientradiologt bildedatasett, vanligvis en CT eller MR, som er anskaffet ved hjelp av en 3D-protokoll for tilstrekkelig oppløsning. Åpne datasett i en CAD-segmenteringsprogramvare (computer aided design)23.
- Se institusjonens radiologiprotokoller for riktig bildeinnhenting (siden hver pasient krever forskjellige hensyn, er det vanskelig å gi en bestemt retningslinje). Men som et representativt eksempel er dette innstillingene vi brukte i et tidligere dokumentert 3D-modelltilfelle: CT 3D-protokoll antyder parametere: skiveskanner i aksial modus, stykketykkelse og plass mellom skiver på 0,625 mm, Kv av 70, Smart mA-rekkevidde for 201-227 (smart MA-modus 226), rotasjonshastighet på 0,28 ms. MRI 3D-protokoll foreslåtte parametere: skiveskanner i aksial modus, stykketykkelse og avstand mellom skiver på 0,625 mm.
- Generer en innledende segmentering av myokardvevet ved hjelp av et terskelverktøy for Hounsfield-enheten (HU) med øvre og nedre grenser satt til verdier som passer og spesifikke for datasettet. Finjuster utvalget etter behov for å fange opp anatomien nøyaktig. Det anbefales å bruke verktøy med følgende funksjoner: beskjære, legge til og trekke fra, regionvekst, flerstykkeredigering og hulromsfyll. Høyreklikk i Prosjektleder-området i Mimics, og velg Ny maske. Juster masken i den genererte dialogboksen enten med de forhåndsinnstilte anatomiske vinduene som følger med, nøyaktige HU-målinger eller ved å skyve det medfølgende verktøyet til anatomien som ønskes, maskeres av verktøyet.
- Generer en segmentering av blodbadet. Bruk trinnene som er beskrevet i trinn 1.2 for å oppnå dette. I Mimics bruker du det forhåndsinnstilte anatomiske HU-vinduet på 226 til 3071 for å fange blodbadet.
- Hvis modellen som genereres er ment for bruk i pasientbehandling, la en kardiolog, radiolog eller annen fagekspert (SME) gjennomgå de virtuelle modellsegmenteringene før du går videre til neste trinn for å sikre at alle anatomiske funksjoner og feil ble segmentert nøyaktig og vil være til stede i hele modellen.
- Generer en myokardveskemodell ved å invertere myokardisegmenteringen ved hjelp av et hulromsfyllverktøy i det tomme rommet rundt myokardisegmentering og trekke blodbassengsegmenteringen fra det omvendte myokardiet ved hjelp av et boolsk subtraksjonsverktøy. Det anbefales å bruke et hulromfyllverktøy, et boolsk verktøy og de tidligere genererte myokardi- og blodbassengsegmenteringene for å oppnå dette. I Mimics, Cavity Fill > Angi mellomrom rundt myokardimaske. Deretter bruker du det boolske verktøyet og fyller den medfølgende dialogen til Minus blodbassengmasken fra myokardimasken.
Figur 1: Hjertesegmentering i en CAD-segmenteringsprogramvare. (A) Hjertesegmentering i CAD-segmenteringsprogramvare med rå pasientbildedata. (B) Segmentering med 3D-gjengivelse av blodbassengmodellen. Klikk her for å se en større versjon av denne figuren.
- Vis 3D-gjengivelsen av det endelige blodbadet og myokard-casesegmenteringene. I henhold til SMB-forslag og godkjenning, fjern eventuelle blodkar fra 3D-blodpoolmodellen som ikke er nødvendige for evaluering, forståelse eller reparasjon av målanatomien. I Mimics velger du 3D-forhåndsvisning i alternativene ved siden av visningsvinduet (standard til nedre høyre visning av standardvisningen i fire ruten. Velg masken av interesse for prosjektlederen. Hvis du vil redigere, velger du Rediger maske-verktøyet . Velg Lassoverktøyet i dialogboksen som følger med, og kontroller at Fjern er valgt. Dette gjør det mulig å redigere den faktiske 3D-forhåndsvisningen av masken.
MERK: Redigeringsverktøyet er et uendelig kuttplan og fjerner alle deler av masken som er valgt i Z-retningen. - Generer 3D-objekter av det endelige blodbadet og myokard-case-segmenteringer. Jevn ut 3D-myokardveskemodellen ved hjelp av et jevnt objektverktøy. Per SMB-forslag og godkjenning justerer du iterasjons- og glattfaktorparametere etter behov for den spesifikke modellen for å lage en saksmodell som er så jevn som mulig, men som ikke har mistet viktige anatomiske detaljer.
- Når de er godkjent av en SMB, eksporterer du modellene i STL-format for bruk i en 3D-modellredigeringsprogramvare. Høyreklikk en bestemt maske i prosjektlederen > Opprett objekt i Mimics. I dialogen som følger med, må du kontrollere at Optimal-innstillingen er valgt, og klikke OK.
- Når modellen er opprettet, vises den i Objekt-vinduet , vanligvis under Prosjektleder-vinduet . Derfra høyreklikker du på en generert modell og velger Jevn. Parametere for dette tilfellet var fem gjentakelser ved 0,4 mm utjevning.
- Lagre/eksporter det endelige 3D-blodbadet og myokardveskemodellene som standard tessellasjonsspråkfiler (STL). Høyreklikk ønsket modell > STL+ > følg den medfølgende dialogen for å eksportere en STL-versjon av modellen.
2. Lag de digitale formene
- Åpne filen myokardveskemodell STL i et CAD-program. Det anbefales å gjengi synligheten av saken på en gjennomsiktig måte slik at myokardiet kan være synlig på innsiden av den myokardiale saksformen. I Magi importerer du STLene som genereres via Importer del. I Prosjektstyring-vinduet velger du alternativet Gjennomsiktig for modellgjengivelse.
- Trim overflødig myokardveskemateriale fra modellen ved hjelp av et kutt- eller stanseverktøy. Det er bare nødvendig å ha ca 0,5 cm mellom den ytre kanten av saken og det myokardmessige avtrykket på den indre saksveggen. Ytterligere materiale vil legge til tiden som trengs for 3D-utskrift, men vil ikke påvirke sluttproduktet. I Magi, Klipp ut > Angi polystrek > velg interessepunkter > Bruk.
MERK: Redigeringsverktøyet er et uendelig kuttplan og fjerner alle deler av masken som er valgt i Z-retningen. - Klipp myokardhuset i flere stykker som gjør at saken kan monteres rundt den komplekse anatomien til blodkarpappformen. Det anbefales å bruke et kutt- og /eller stanseverktøy for å oppnå dette.
MERK: Følgende trinn gir et forslag om kutt å gjøre i det myokardtilfellet som vil dele det inn i fire seksjoner som har vist seg å være tilstrekkelig for både diagnostisk nøyaktighet og kassemontering rundt blodbassenget for mange hjertemodeller. Imidlertid vil hver modell være forskjellig, noe som gjør det viktig å huske på at saken må monteres rundt blodbassenget før silikon helles og fjernes etter silikonsettene. Vær spesielt oppmerksom på steder der saken må passere gjennom en løkke i blodbadet eller omgi lange blodkar. Funksjoner som disse kan kreve at det myokardiale tilfellet kuttes i ekstra biter i regionen der funksjonen eksisterer for å sikre montering og demontering rundt blodbassenget vil være mulig. - Juster visningen av det myokardiale tilfellet gjennom rotasjons- og panoreringsverktøy for å peke toppen av hjertet ned og aortabuen horisontalt. Lag et horisontalt kutt gjennom aorta som deler det myokardiale tilfellet i en nedre halvdel som inneholder apex og en øvre halvdel. Lengden på dette kuttet og alle etterfølgende kutt vil variere med hver hjertemodell. I Magi bruker du venstre og høyre museknapp til å kontrollere henholdsvis rotasjon og panorering. Derfra > Klipp ut > Angi polystrek > velge interessepunkter > Bruk.
MERK: Redigeringsverktøyet er et uendelig kuttplan og fjerner alle deler av masken som er valgt i Z-retningen.- Lag et vertikalt kutt langs den bredeste delen av den nedre halvdelen av myokardhuset. Forsikre deg om at den nedre halvdelen av myokardhuset er delt omtrent i halvparten.
- Lag et andre vertikalt kutt langs den bredeste delen av den øvre halvdelen av det myokardiale tilfellet. Forsikre deg om at den øvre halvdelen av myokardhuset er delt omtrent i halvparten.
- Legg plugger (rekvisitter) til de myokardveskestykkene for å sikre riktig justering under monteringen. Det anbefales å bruke et rekvisittgenereringsverktøy og et boolsk subtraksjonsverktøy med en klaringsverdi på 0,25 mm for å lage matchende rekvisitter og prophuler. I Magi angir Legg til rekvisitter > posisjon på modell > Apply.
- Lag et silikonfyllingshull med en diameter på 1,0 cm til en av de mystiske store halvdelene. Den myokardiale overflaten har rett under fyllhullet vil bli skjult, så sørg for at fyllhullet ikke er over noen eksterne anatomiske egenskaper som vil være avgjørende for bruken av modellen. Kontroller hullplasseringen med en SMB.
Figur 2: Myokardveskemodell i en CAD-programvare. Myokardtilfelle generert i en CAD-programvare for en hjerteveske med en VSD. Klikk her for å se en større versjon av denne figuren.
- Kontroller diagnostikk på alle saksdeler individuelt for å sikre at følgende feil ikke er til stede: invertert normal, dårlige kanter, dårlige konturer, nær dårlige kanter, plankehull eller skall. Hvis det oppdages en feil, reparerer du den ved hjelp av et reparasjonsverktøy/-veiviser hvis tilgjengelig eller manuelt hvis den ikke er tilgjengelig. I Magi, sjekk diagnostikk > automatisk løsning.
- Rett feil som ikke kan løses manuelt eller med et festeverktøy / veiviser med en del krympeplast via et krympebrytingsverktøy. Juster prøveintervall for krympeplast og mellomromsfyllverdier etter behov for å rette feilene på det spesifikke stykket uten å endre fysiologien ved SMB-gjennomgang. I Magi følger Fix > Shrink Wrap > dialog.
- Lagre/eksporter de enkelte myokardbrikkene som STL-filer.
3. Lag de fysiske formene
- Åpne myokardveske- og blodbassengmodellene i riktig slicerprogramvare for å produsere 3D-utskriftsfiler (G-Code-fil) for en 3D-skriver (Additiv tilvirkning). Ordne bitene av det myokardiale etuiet ved hjelp av et roterings- og/eller legg flatt verktøy, slik at enhver side som vil møte opp med et annet veskestykke, er vertikal. Legg til 3D-utskriftsstøtter i alle deler manuelt eller ved hjelp av et automatisk støttegenereringsverktøy i programvaren, hvis tilgjengelig.
Figur 3: Myokardveske og blodbankoppsett i en CAD-programvare for 3D-utskrift. Myokardveske og blodbasseng med riktig orientering og ekstra støtte som forberedelse til 3D-utskrift i en 3D-utskrift CAD-programvare for et hjerteveske med vsd. Klikk her for å se en større versjon av denne figuren.
- Del modellene for å generere G-kode for bruk på 3D-skriveren med følgende parametere: Blodbasseng i ABS ved hjelp av: oppvarmet sengetemperatur på 100 °C, ekstrudertemperatur på 250 °C, fyllingstetthet på 5 %, standard utskriftshastighet på 50 mm/s, indre skallhastighet på 70 mm/s, ytre skallhastighet eller 50 mm/s; Myokardform i ABS eller polylaktisk syre (PLA) ved bruk: oppvarmet sengetemperatur på 60 °C for PLA eller 100 °C for ABS, ekstrudertemperatur på 205 °C for PLA eller 250 °C for ABS, fyllingstetthet på 15 %, standard utskriftshastighet på 50 mm/s, indre skallhastighet på 80 mm/s og ytre skallhastighet på 30 mm.
- Lagre/eksporter G-koden.
- Last opp utskriftsfilen til 3D-skriveren ved hjelp av en Flash Drive- eller Wi-Fi-tilkobling, avhengig av skriverens funksjoner, sørg for at riktig filament er lastet inn på 3D-skriveren og start utskriften. 3D-skriveren bør oppfylle følgende krav: kompatibel og utstyrt med en dysediameter mindre enn 0,4 mm og i stand til en lagoppløsning mindre enn 0, 25 mm. Når utskriften er fullført, bruker du nålens nesetangenser og pinsett til å fjerne alt støttemateriale fra de trykte delene.
Figur 4: 3D-trykte modelldeler. Fotografi av (A) fysisk blodbasseng og (B) myokardveskestykker av et hjerteveske med en VSD produsert fra 3D-skriveren med støttemateriale fjernet. Klikk her for å se en større versjon av denne figuren.
- Monter de myokardveskestykkene rundt blodbassengformen, slik at alle brikkene passer tett sammen. Hvis myokardhuset ikke får plass rundt blodbadet, gjør du små justeringer på etuiets formstykke ved hjelp av et håndholdt roterende slipeverktøy for å fjerne materiale. Hvis en stor justering er nødvendig, kan det være nødvendig å redigere STL-filen i en CAD-programvare og opprette en ny 3D-utskrift.
FORSIKTIG: Bruk vernebriller når du bruker et håndholdt roterende slipeverktøy. Bruk av et roterende slipeverktøy på blodbadet eller myokardiet vil føre til at plasten smelter. Bruk sparsomt og med forsiktighet.
MERK: Protokollen kan settes på pause mellom alle trinn før dette punktet. - Utfør en acetondamp glatt hvis det myokardiale tilfellet ble 3D-trykt ved hjelp av ABS, og en jevnere silikonoverflatefinish ønskes av SMB. Hvis en jevnere overflatefinish ikke er ønsket eller nødvendig, hopp over damputjevningsprosessen med minimal effekt til modellens endelige anatomi.
FORSIKTIG: Aceton er flyktig og brannfarlig. Sørg for å sette opp i et godt ventilert område vekk fra åpne flammer eller gnister. I tillegg vil aceton oppløse polyvinylklorid (PVC) og polystyren. Hvis en plastbeholder brukes, må du sørge for at den ikke inneholder PVC eller polystyren.- Legg bunnen og sidene av en beholder som ikke vil bli påvirket av aceton med papirhåndklær. Hell acetonen på det nederste papirhåndkleet og la det spre opp papirhåndklærne på siden av beholderen, men ikke danne et basseng i bunnen. Mengden aceton som trengs, vil variere avhengig av størrelsen på beholderen som brukes; her ble 30 ml aceton brukt i en beholder med et basisvolum på ca. 400 cm3.
- Legg et stykke aluminiumsfolie i beholderen for å dekke det nederste papirhåndkleet. Plasser de myokardveskestykkene på aluminiumsfolien og orienter myokardstykkene slik at ansiktene som ønskes glattes ut, er vertikale. Pass på at myokardstykkene ikke berører hverandre eller papirhåndklærne på beholderens vegg.
- Legg et lokk på beholderen eller dekselet med aluminiumsfolie og la de myokardiske kabinettstykkene forbli uforstyrret i beholderen til ~ 80% av ønsket overflatefinish oppnås, per visuell inspeksjon. Tiden som trengs for å fullføre damputjevningsprosessen vil variere avhengig av beholderens størrelse og mengden aceton som brukes. Begynn å kontrollere de myokardveskestykkene for ønsket overflatefinish med 15 minutters intervaller etter en innledende 30 min. For denne studien tok damputjevning 2 timer for en 150 ml struktur.
- Bruk hansker, fjern forsiktig de myokardveskestykkene fra beholderen som bare berører de ytre overflatene. La bitene avkjøles helt i et godt ventilert område i ~ 30 min, eller til de er glatte, tørre og harde.
Figur 5: Damp glattet myokardveskestykker. Fotografering av myokardveskestykker av en hjerteveske med VSD etter en acetondamp glatt. Klikk her for å se en større versjon av denne figuren.
4. Hell silikon
MERK: Noen forurensninger, inkludert lateks og svovel, kan hemme herdingen av silikoner hvis de kommer i kontakt. Det anbefales å lese gjennom tekniske bulletiner før du prøver å bruke silikon.
- Beregn mengden av en todelt platinaherd silikon som vil være nødvendig for å lage den myokardbaserte modellen; mengden silikon som trengs, vil variere avhengig av størrelsen på modellen som opprettes. Alternativt kan du måle volumet av myokardisegmenteringen ved hjelp av en CAD-programvare for å bestemme mengden silikon som trengs. Sørg for at silikonet har følgende egenskaper: landhardhet på 2 A, strekkfasthet på 1986 kPa, forlengelse ved pause på 763%, krymping mindre enn 0,0254 mm / mm, blandet viskositet på 18.000 cps, pottelevetid på 12 min og herdingstid på 40 min. Denne studien krevde 300 ml silikon.
- Rør grundig del A og del B av silikonet før du heller de nødvendige mengdene, i de riktige proporsjonene, i en blandekopp. Hvis farge er ønsket på modellen, legg til pigment og bland alle deler og pigment grundig. For denne studien ble 150 ml av både del A og del B blandet og opphisset for hånd eller med en agitator. En Sil-pigment produktfarge "blod" (se Materialbord) ble tilsatt med håndverkspinne til ønsket farge ble oppnådd.
- Plasser den grundig blandede silikonen i et vakuumkammer ved 29 i Hg i 2-3 min for å avgasse. Silikonet vil ekspandere under avgassingsprosessen til omtrent dobbelt så mye volum, sørg for at blandebeholderen har nok plass til å muliggjøre utvidelsen. Luft og fjern avgasset silikon fra kammeret og senk blodbassenget i silikonet grundig for å belegge det grundig, og sørg for at alle hulrom og hulrom i blodbassenget er fylt med silikon.
- Spray alle deler av myokardhuset grundig med et lett frigjørende produkt (se Materialfortegnelser) i et godt ventilert område. Sett sammen den nedre halvdelen av myokardhuset rundt toppen av blodbadet. Hvis noen sømmer mellom de myokardiale veskestykkene tillater silikonet å lekke ut, bruk klemmer eller et materiale som varmt lim eller leire for å forsegle lekkasjen på den ytre overflaten av formen.
- Hell silikon i rommet mellom blodbassenget og kabinettveggen, slik at silikonet kan strømme inn i alle hull. Fortsett å helle silikon til de monterte delene av myokardformen er fylt med silikon.
- Monter de resterende delene av myokardhuset, fest kabinettstykkene tett ved hjelp av gummibånd og klemmer etter behov. Hell silikon ned i fyllhullet i toppen av det myokardhuset til hele myokardrommet er fylt med silikon.
- La silikonet stilles inn i ~ 40 min. Fjern silikonhjertet fra myokardhuset og trim av silikonsømmer som ble opprettet fra rommet mellom veskestykkene eller fyllhullet.
5. Oppløs blodbassenget
- Identifiser alle blodkar som skal ha åpne ender på silikonmodellen og trim bort silikon som dekker dem for å eksponere ABS-blodbassenget inni.
- Senk silikonhjertet ned i et acetonbad. ABS vil begynne å myke 10-15 min etter aceton nedsenking; Som dette skjer, fjern store biter av ABS med pinsett for å øke hastigheten på ABS-oppløsningsprosessen.
- Utfør to til tre ekstra acetonskyllinger/soaks med rent aceton for å fjerne all ABS fra silikonet når et flertall av ABS-blodbadet er oppløst. Fjern hjertemodellen fra acetonbadet og la gjenværende aceton fordampe fra modellen i et godt ventilert område. Tiden det tar å oppløse ABS helt vil avhenge av størrelsen på modellen, mengden ABS fjernet manuelt, og mengden aceton som brukes.
Figur 6: Pasientspesifikk silikon hjertemodell med VSD. Fotografi av en epikardial overflatevisning av komplett silikonmodell med vsd. VSD er ikke synlig på grunn av sin plassering i den intra-hjerte myokardiale strukturen. Klikk her for å se en større versjon av denne figuren.
Representative Results
Radiologiske bildedata fra en pasient med VSD ble valgt for å generere en representativ silikon hjertemodell. Pasientens anatomi ble segmentert ved hjelp av en CAD-segmenteringsprogramvare for å generere en digital myokardmodell og en digital blodpoolmodell (figur 1). Manuell segmentering av blodbasseng og myokardi med den presenterte protokollen tar 1-3 timer å fullføre. Etter ferdigstillelse av segmentering ble myokardmodellen åpnet i CAD-programvare for videre behandling. Modellen ble justert etter en 3D-boks laget i programmet, og trakk seg deretter fra ved hjelp av boolske operasjoner. Denne prosessen etterlot et negativt av myokardmodellen, og dannet en form. Denne myokardformen ble trimmet til en mer passende størrelse, kuttet i segmenter og modifisert med rekvisitter for å justere stykkene (figur 2). Opprettelsen av saken tok 2-6 timer. Alle myokardformede muggstykker og blodbadet ble lastet inn i en 3D-utskriftsslicing-programvare, og G-Code ble generert til 3D-utskrift i ABS (figur 3). De 3D-trykte delene med støttemateriale fjernet kan ses i figur 4. De myokardiale kassestykkene ble damp glattet for å forbedre overflaten på modellen (figur 5). Etter ferdigstillelsen av dampglattprosessen ble formen montert rundt blodbassengmodellen, og silikon ble hellet. Monteringen og silikon pour tok en time. Etter silikonsettet ble hjertemodellen fjernet fra myokardhuset og nedsenket i aceton for å oppløse blodbassenget. Etter omtrent tjuefire timer med bløtlegging hadde blodbadet oppløst seg. En endelig acetonskylling ble utført, og modellen fikk lov til å tørke helt. Den ferdige silikon hjertemodellen kan ses i figur 6. For å evaluere nøyaktigheten og funksjonaliteten til silikonmodellen ble det gjort et snitt av CHD -eksperten (medfødt hjertefeil) slik at den indre anatomien kunne observeres. Den forventede VSD var til stede, og en GORE-TEX-patch ble sydd på modellen av den medfødte hjertekirurgen for å korrigere VSD (figur 7). I en vellykket fullført silikonmodell vil all pasientanatomi og feil være til stede både eksternt og internt. Et sammendrag av protokollen kan ses i Tilleggsfil 1.
Figur 7: GORE-TEX-patch sydd i silikon hjertemodell med VSD. Fotografi av (A) kirurgens syn på en pasientspesifikk silikon hjertemodell med en VSD og (B) kirurgens syn på VSD i modellen lukket med en GORE-TEX patch. Klikk her for å se en større versjon av denne figuren.
Tilleggsfil 1: Skjematisk for silikon hjerte fabrikasjonsprotokoll. Skjematisk illustrasjon av protokollen i fabrikasjonen av en pasientspesifikk silikon hjertemodell. Klikk her for å laste ned denne filen.
Tilleggsfil 2: Sammendrag av kritiske trinn og potensielle negative resultater. Sammendrag av trinnene som er kritiske i utviklingen av en pasientspesifikk silikon hjertemodell og de potensielle negative resultatene som kan oppstå hvis trinnene ikke følges riktig. Klikk her for å laste ned denne filen.
Discussion
Etter ferdigstillelse av protokollen bør en pasientspesifikk silikon hjertemodell for kirurgisk forberedelse resultere. Det er imidlertid flere kritiske trinn som må fullføres riktig for at dette skal oppnås. Et sammendrag av de kritiske trinnene i protokollen kan ses i Tilleggsfil 2, i tillegg til potensielle resultater hvis trinnene ikke utføres riktig. Det første kritiske trinnet innebærer segmentering av pasientens radiologiske bildedata. Dette trinnet krever innsamling av et diagnosedatasett for 3D-bildebehandling. Modellverktøy i pre-kirurgisk planlegging eller utdanning er avhengig av kvaliteten på 3D-datasettet. Det anbefales å bruke et bildesett samlet inn med en skivestørrelse mellom 0,625 mm og 2,6 mm for å sikre at datasettet vil ha tilstrekkelig oppløsning for modellproduksjon. Imidlertid bør alle bildeparametere settes av en klinikerekspert i radiologi, med pasientbehandling som prioritet. Det skal bemerkes at det kan være mulig å produsere en modell fra et bildesett som er samlet inn med en stykkestørrelse utenfor de anbefalte verdiene, men modelloppløsning og kvalitet vil bli negativt påvirket. Etter at bilder er oppnådd, hvis segmenteringen ikke utføres riktig, blir den vanligvis ikke realisert før den endelige modellen er produsert og kuttet inn, noe som resulterer i tap av tid og materialer. For å forhindre dette negative resultatet anbefales det at en fagekspert gjennomgår de segmenterte filene før de lager de digitale formene for kvalitetskontroll. Det neste kritiske trinnet oppstår under opprettelsen av de digitale formene. Det er viktig å sikre at det myokardiale tilfellet kan monteres rundt blodbassengmodellen. Hvis saken ikke lukkes rundt blodbadet, kan den ikke brukes til å lage silikonmodellen, da usett silikon kontinuerlig vil lekke ut, og anatomien kan bli forvrengt. Et håndholdt roterende slipeverktøy kan bare brukes til å fjerne deler av myokardformen lett hvis det er behov for små justeringer. Hvis det er behov for store justeringer, må den digitale formen endres og en oppdatert sak skrives ut. Det endelige kritiske trinnet er hellingen av silikonet. Streng overholdelse av materialinstruksjoner er nødvendig når du bruker silikonet, da unnlatelse av å gjøre det kan føre til silikon som kurerer med en klebrig overflate. Hvis overflaten anses for klebrig for bruk av SMB, kan det hende at blodbadet må skrives ut på nytt hvis det ikke kan fjernes fra silikonet. Silikonet må helles på nytt, noe som resulterer i tap av tid og materialer. Hvis det brukes utilstrekkelig silikon eller silikonet lekker ut av den myokardiske kabinettformen under innstillingsprosessen, vil den resulterende modellen være ufullstendig. Denne feilen kan løses ved å blande og helle ekstra silikon i formen. Et materiale som varmt lim eller leire kan brukes til å forsegle sømmer av myokardhuset hvis en liten mengde silikon ser ut til å lekke gjennom under herdingsprosessen.
Denne metoden for å lage pasientspesifikke silikon hjertemodeller kan endres for å tillate opprettelse av en modell av myk anatomisk struktur med pasientspesifikk eller kompleks indre og ytre geometri. Forutsatt at målanatomien er segmentert riktig, kan de gjenværende trinnene i protokollen følges med minimal endring. Selv om det ikke er fokus for det nåværende arbeidet, har protokollen blitt brukt på leverparenchyma med lignende suksess. Det brukte 3D-utskriftsmaterialet kan også endres. ABS og PLA anbefales for bruk på grunn av deres lave kostnader, men ethvert oppløselig 3D-utskriftsmateriale kan ta plassen til ABS, og eventuelt ønskelig 3D-utskriftsmateriale kan ta plassen til PLA med minimal eller ingen endring i protokollen. Alle filament produsent-spesifiserte utskriftsparametere bør følges ved bruk av annet utskriftsmateriale. Denne metoden kan videre endres ved bruk av en annen silikon. Silikonet som anbefales for bruk i denne protokollen har en strandhardhet på 2 A, men hvis en annen landhardhetsverdi er ønskelig, kan en annen silikon erstattes med minimal eller ingen endring i protokollen. Pass på at du overholder alle produksjonsspesifikasjoner og prosedyrer når du bruker et annet silikonprodukt.
Selv om denne protokollen skisserer en forbedret hjertemodelleringsprosedyre, er den ikke uten begrensninger. Den største begrensningen i denne protokollen er at selv om den brukte platinaherd silikon er nærmere hardheten til hjertevev enn andre tilgjengelige materialer, er hardhet ikke den eneste egenskapen som spiller en rolle i den finmotoriske ferdigheten til kirurgisk trening. Spesielt vil ekte hjertevev demonstrere friability eller rive under kraft. Den brukte silikonen er veldig elastisk, med en forlengelse i pausen på 763% og strekkfasthet på 1,986 kPa19. Porcin hjertevev, som antas å være en nøyaktig representasjon av humant hjertevev, har en forlengelse ved pause på 28-66% og strekkfasthet på 40-59 kPa26. Denne forskjellen presenterer et problem, da hjertekirurgiske stipendiater kan utføre en praksisoperasjon på et silikonmodellhjerte og få en falsk følelse av selvtillit fordi modellen tåler krefter som ekte hjertevev ikke kan. Denne metodikken har også potensial til å bli begrenset av en hjertemodell med svært kompleks geometri. Etter hvert som modellens anatomiske kompleksitet øker, kan protokollen kompensere ved å øke antall stykker i myokardformen. I hovedsak vil stadig mer komplekse modeller kreve stadig mer komplekse muggdesign og økt designtid.
Modellopprettingsprosessen beskrevet i denne protokollen er overlegen mange av de andre tilgjengelige alternativene på grunn av dens evne til å gjenskape rimelige eksakte anatomiske kopier av kirurgisk oppstått anatomi. Kadaverisk vev og dyrevev gir mulighet for hi-fi-simuleringer, men de har en mye høyere kostnad og krever at spesifikke laboratorieoppsett skal brukes og vedlikeholdes2,6. Videre har kadaveriske og dyrevevsmodeller etiske bekymringer, er ikke pasientspesifikke, og kompleks CHD må ofte produseres manuelt av en kirurg eller instruktør, noe som ofte fører til unøyaktigheter eller skade på omkringliggende vev og organer. En annen potensiell modelleringsteknikk innebærer bruk av virtuell virkelighet. Virtuell virkelighet muliggjør digital replikering av pasientspesifikke hjertemodeller, som er et effektivt verktøy for å etablere nøyaktige mentale representasjoner av pasientens anatomi og kirurgiske planer. I tillegg har noen VR-systemer tillatt grunnleggende simuleringer med inkorporering av haptisk tilbakemelding. Imidlertid mangler den tilgjengelige haptiske tilbakemeldingen realismen som er nødvendig for å gjenskape nødvendige finmotoriske ferdigheter for medfødte hjertekirurgiske prosedyrer.4. 3D-utskrift er en annen tilgjengelig metode for å produsere pasientspesifikke hjertemodeller2,24. Imidlertid er den utbredte implementeringen av 3D-skrivere med høy kvalitet som er i stand til å produsere flermateriale, myke modeller hemmet av deres ekstremt høye kostnader.11,14,15. Rimelige 3D-skrivere er tilgjengelige, men kan bare skrive ut i materialer som er mye fastere enn ekte myokard. Da et av de mykeste tilgjengelige materialene til en 3D-skriver ble brukt til å lage en modell av Scanlan et al., ble modellen funnet å være fastere enn ekte hjertevev17. Det beskrevne materialet hadde en strandhardhet mellom 26 A og 28 A, noe som ga det en tekstur som ligner på et gummibånd. Platinaherdet silikon som brukes i denne protokollen har en strandhardhet på 2 A, noe som gir den en tekstur som ligner en gelskoinnsats og mye nærmere hardheten til ekte hjertevev, som er 43 0020 eller ~0 A. Hoashi et al. også benyttet en lignende metode som den som er beskrevet i denne protokollen for å utvikle en fleksibel 3D-trykt hjertemodell. To former, som representerer den indre og ytre myokardgeometrien, ble 3D-trykt ved hjelp av en SLA-skriver etterfulgt av vakuumstøping av en gummilignende polyuretanharpiks. Selv om denne metoden produserte en myk hjertemodell, var den foreslåtte produksjonskostnaden for denne metoden per modell 2000 til 3000 USD22. Til sammenligning er den totale materialkostnaden for metoden som er beskrevet i den presenterte protokollen mindre enn 10 USD. Til slutt ble en lignende metode også brukt av Russo et al.. å lage silikonmodeller av aortaventilen og proksimal aorta for prosedyremessig praksis. Mens Russo et al.. metoden er fokusert på et lignende mål, deres presenterte prosess som tar sikte på å gjenskape langt enklere anatomier av aorta- eller aortaventilene. Protokollen som presenteres her, skiller seg ut ved å fokusere på intra-hjerte- og myokardanatomier som er mindre, mer komplekse og ville være ekstremt vanskelig å gjenskape gitte historiske metoder. Til tross for denne forskjellen, modellene opprettet av Russo et al. var svært nyttige for simulering og trening i hjertekirurgi av undersøkte hjertekirurger23. I hovedsak tillater metoden beskrevet i denne protokollen lavkostnadsoppretting av komplekse, pasientspesifikke medfødte hjertemodeller med nøyaktig representerte feil og materialegenskaper som ligner mer på ekte hjertevev enn andre modelleringsmetoder.1,16, slik at modeller kan betjenes med en realistisk haptisk gjengivelse.
Fremover kan denne metodikken brukes på dannelsen av en modell av enhver pasientanatomi med komplekse interne og eksterne egenskaper. Å utvikle et alternativt blodbassengmateriale som kan fjernes fra silikonmodellen på en mindre destruktiv måte eller produseres ved hjelp av en mindre tidkrevende metode, vil gjøre prosessen mer tids- og kostnadseffektiv. Som et resultat ville et nytt blodbasseng ikke måtte reproduseres for hver etterfølgende støpeprosess, noe som førte til skalerbarheten til den tilknyttede opplæringen. Silikonets fysiske egenskaper som brukes til å lage modellen, kan også forbedres. Silikon med mindre forlengelse ved pause ville øke realismen i modellen og bidra til å forbedre verdien som et pedagogisk verktøy for hjertekirurgiske stipendiater som prøver å lære de nødvendige fine motoriske ferdighetene for å utføre disse komplekse prosedyrene. En gruppe materialer som for tiden er på markedet som er verdt å ta hensyn til i denne løsningen, er silikonsimulerte glassmaterialer25. Disse silikonmaterialene viser mye mindre forlengelse ved pause, noe som fører til en tydelig "knusende" ved kraftpåføring på en måte som ligner på glass. Modulering av platinaherd silikon som brukes i denne protokollen med tillegg av dette silisiumsimulerte glassmaterialet, kan tillate kontroll over modellens friabilitetsegenskaper samtidig som den passende strandhardheten opprettholdes, noe som forbedrer den generelle haptiske troskapen. Til slutt er oppløsningen av anatomi denne protokollen kan produsere begrenset av oppløsningen til 3D-skriveren som brukes til å generere formene. Etter hvert som teknologien fortsetter å forbedre seg, bør også oppløsningen av anatomi som kan opprettes med denne protokollen forbedres.
Disclosures
Forfatterne har ingenting å avsløre.
Acknowledgments
Forfatterne ønsker å anerkjenne OSF HealthCare for å gjøre denne studien mulig, samt Dr. Plunkett for hans prosedyrekunnskap og anvendelse av ferdigheter til vårt sluttprodukt.
Materials
| Name | Company | Catalog Number | Comments |
| 1.75 mm ABS filament | Matter Hacker | matterhackers.com/store/l/175mm-abs-filament-white-1-kg/sk/MFJ1U2CG- | Anecdotally consistent quality, budget-conscious price |
| 1.75 mm PLA filament | Matter Hacker | https://www.matterhackers.com/store/l/175mm-pla-filament-white-1-kg/sk/MEEDKTKU | Anecdotally consistent quality, budget-conscious price |
| 8220 12VMax High-Performance Cordless | Dremel | https://us.dremel.com/en_US/products/-/show-product/tools/8220-12vmax-high-performance-cordless | Cordless for easier access to small features in model |
| Acetone | Sunnyside | https://www.sunnysidecorp.com/product.php?p=t&b=s&n=840G5 | Bulk |
| Dragon Skin Fx-Pro | Smooth-On | https://shop.smooth-on.com/dragon-skin-fx-pro | Industry-standard, characterized skin-safe |
| Ease Release 200 | Smooth-On | https://shop.smooth-on.com/ease-release-200 | Coating to ensure easy removal of silicone from mold |
| GORE- TEX patch | GORE | https://www.goremedical.com/products/cardiovascularpatch | Cardiovascular patch |
| ideaMaker | Raise 3D | https://www.raise3d.com/download/ | Included G-code CAD software for Raise 3D printers |
| Magics | Materilise | https://www.materialise.com/en/software/magics | Feature-rich CAD software capeable of manipulating organic surfaces |
| Mimics | Materilise | https://www.materialise.com/en/medical/mimics-innovation-suite/mimics | Feature-rich segmentation software |
| Patient DICOM data | - | - | DICOM data will typically come from a patient CT or MRI |
| Pro2 Plus | Raise 3D | https://www.raise3d.com/products/pro2-plus-3d-printer/ | Anecdotallay reliable, dual extrusion FDM 3D printer |
| PRO2-100 Industrial Glue Gun | Surebonder | https://surebonder.com/collections/industrial-glue-guns/products/pro2-100-100-watt-high-temperature-professional-heavy-duty-hot-glue-gun-uses-full-size-7-16-glue-sticks | Industrial-quality hot glue gun |
| Silc Pig | Smooth-On | https://shop.smooth-on.com/silc-pig-pigments | Pigment for adding color to silicone |
| Vacuum Chamber | Smooth-On | https://shop.smooth-on.com/vacuum-chamber | Anecdotally reliable vacumm chamber for removing air bubbles from mixed silicone |
References
- Hoffman, J. I. E., Kaplan, S. The incidence of congenital heart disease. Journal of the American College of Cardiology. 39 (12), 1890-1900 (2002).
- 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).
- Wilson, H. K., Feins, R. H. Simulation in cardiothoracic surgery. Comprehensive Healthcare Simulation: Surgery and Surgical Subspecialties. Comprehensive Healthcare Simulation. , Springer, Cham. 263-274 (2019).
- Badash, I., Burtt, K., Solorzano, C. A., Carey, J. Innovations in surgery simulation: A review of past, current and future techniques. Annals of Translational Medicine. 4 (23), 1-10 (2016).
- Yoo, S. J., Spray, T., Austin, E. H., Yun, T. J., Van Arsdell, G. S. Hands-on surgical training of congenital heart surgery using 3-dimensional print models. Journal of Thoracic and Cardiovascular Surgery. 153, 1530-1540 (2017).
- Hadeed, K., Acar, P., Karsenty, C. Cardiac 3D printing for better understanding of congenital heart disease. Archives of Cardiovascular Disease. 111 (1), 1-4 (2018).
- Velasco Forte, M. N., et al. Living the heart in three dimensions: applications of 3D printing in CHD. Cardiology in the Young. 29, 733-743 (2019).
- Illmann, C. F., Ghadiry-Tavi, R., Hosking, M., Harris, K. C. Utility of 3D printed cardiac models in congenital heart disease: a scoping review. Heart. 106, 1631-1637 (2020).
- Su, W., Xiao, Y., He, S., Huang, P., Deng, X. Three-dimensional printing models in congenital heart disease education for medical students: a controlled comparative study. BMC Medical Education. 18 (178), (2018).
- Farooqi, K. M., Mahmood, F. Innovations in preoperative planning: insights into another dimension using 3D printing for cardiac disease. Journal of Cardiothoracic and Vascular Anesthesia. 32, 1937-1945 (2018).
- Illmann, C. F., Hosking, M., Harris, K. C. Utility and access to 3-dimensional printing in the context of congenital heart disease: an international physician survey study. Canadian Cardiovascular Society. 2, 207-213 (2020).
- Lau, I., Gupta, A., Sun, Z. Clinical value of virtual reality versus 3D printing in congenital heart disease. Biomolecules. 11 (884), (2021).
- Birbara, N. S., Otton, J. M., Pather, N. 3D modelling and printing technology to produce patient-specific 3D models. Heart Lung and Circulation. 28, 302-313 (2019).
- Yoo, S. J., et al. 3D printing in medicine of congenital heart disease. 3D Printing in Medicine. 2 (3), (2016).
- Gómez-Ciriza, G., Gómez-Cía, T., Rivas-González, J. A., Velasco Forte, M. N., Valverde, I. Affordable three-dimensional printed heart models. Frontiers in Cardiovascular Medicine. 8, 498 (2021).
- Lau, I., et al. Quantitative and qualitative comparison of low- and high-cost 3D-printed heart models. Quantitative Imaging in Medicine and Surgery. 9 (1), 107-114 (2019).
- Scanlan, A. B., et al. Comparison of 3D echocardiogram derived 3D printed valve models to molded models for simulated repair of pediatric atrioventricular valves. Pediatric Cardiology. 39 (3), 538-547 (2019).
- Tango polyJet simulated rubber material. Statasys. , Available from: www.stratasys.com (2018).
- Dragon skin fx-pro, Smooth-On. , Available from: https://www.smooth-on.com/products/dragon-skin-fx-pro/ (2021).
- Tejo-Otero, A., Fenollosa-Artés, F., Buj-Corral, I. Mimicking soft living tissues for 3D printed surgical planning prototypes using different materials. Congreso Anual de la Sociedad Española de Ingeniería Biomédica. , 307-310 (2019).
- Lezhnev, A. A., Ryabtsev, D. V., Hamanturov, D. B., Barskiy, V. I., Yatsyk, A. P. Silicone models of the aortic root to plan and simulate interventions. Interactive CardioVascular and Thoracic Surgery. 31 (2), 204-209 (2020).
- Laing, J. A patient-specific cardiac phantom for training and pre-procedure surgical planning. Electronic Thesis and Dissertation Repository. , 4964 (2017).
- Hoashi, T., et al. Utility of a super-flexible three-dimensional printed heart model in congenital heart surgery. Interactive CardioVascular and Thoracic Surgery. 27, 749-755 (2018).
- Mena, K. A., et al. Exploration of time-sequential, patient-specific 3D heart unlocks clinical understanding. 3D Printing in Medicine. 4 (1), 15 (2018).
- Russo, M., et al. Advanced three-dimensionally engineered simulation model for aortic valve and proximal aorta procedures. Interactive CardioVascular and Thoracic Surgery. 30, 887-895 (2020).
- Al Ali, A. B., Griffin, M. F., Butler, P. E.
- Rubber glass water-clear silicone rubber compound, Smooth-On at. , Available from: https://www.smooth-on.com/product-line/rubber-glass/ (2021).
- Riedle, H., Molz, P., Franke, J. Determination of the mechanical properties of cardiac tissue for 3D printed surgical models. IEEE-EMBS Conference on Biomedical Engineering and Science. , 171-176 (2018).
