Summary
Patiëntspecifieke modellen verbeteren het vertrouwen van de chirurg en collega bij het ontwikkelen of leren van chirurgische plannen. Driedimensionale (3D) printers genereren voldoende details voor chirurgische voorbereiding, maar slagen er niet in om de haptische getrouwheid van weefsel te repliceren. Er wordt een protocol gepresenteerd met details over de creatie van patiëntspecifieke, siliconen cardiale modellen, waarbij 3D-printprecisie wordt gecombineerd met gesimuleerd siliconenweefsel.
Abstract
Driedimensionale modellen kunnen een waardevol hulpmiddel zijn voor chirurgen bij het ontwikkelen van chirurgische plannen en medische fellows terwijl ze leren over complexe gevallen. Met name 3D-modellen kunnen een belangrijke rol spelen op het gebied van cardiologie, waar complexe aangeboren hartziekten voorkomen. Hoewel veel 3D-printers anatomisch correcte en gedetailleerde modellen kunnen bieden, slagen bestaande 3D-printmaterialen er niet in om myocardiale weefseleigenschappen te repliceren en kunnen ze extreem duur zijn. Dit protocol heeft tot doel een proces te ontwikkelen voor het maken van patiëntspecifieke modellen van complexe aangeboren hartafwijkingen met behulp van een goedkope siliconen die nauwer aansluit bij de eigenschappen van de hartspier. Met verbeterde modelgetrouwheid kan daadwerkelijke chirurgische procedurele training plaatsvinden voorafgaand aan de procedure. Succesvolle creatie van hartmodellen begint met de segmentatie van radiologische beelden om een virtuele bloedpool (bloed dat de kamers van het hart vult) en myocardiale weefselschimmel te genereren. De bloedpool en myocardiale mal zijn 3D-geprint in acrylonitrilbutadieen styreen (ABS), een kunststof oplosbaar in aceton. De mal wordt rond het bloedbad geassembleerd, waardoor een negatieve ruimte ontstaat die het myocardium simuleert. Siliconen met een shore-hardheid van 2A worden in de negatieve ruimte gegoten en laten uitharden. De myocardiale mal wordt verwijderd en het resterende siliconen / bloedpoolmodel wordt ondergedompeld in aceton. Het beschreven proces resulteert in een fysisch model waarin alle cardiale kenmerken, inclusief intra-cardiale defecten, worden weergegeven met meer realistische weefseleigenschappen en dichter bij elkaar worden benaderd dan een directe 3D-printbenadering. De succesvolle chirurgische correctie van een model met een ventrikelseptumdefect (VSD) met behulp van een GORE-TEX-pleister (standaard chirurgische ingreep voor defect) toont het nut van de methode aan.
Introduction
Bijna 1 op de 100 kinderen in de Verenigde Staten wordt geboren met aangeboren hartafwijkingen (CHD). Vanwege de neiging van moeders met CHDs om kinderen met CHD's te krijgen, is er een verwachting dat het percentage in de komende zeven generaties meer dan verdubbelt1. Hoewel niet elke CHD als complex of ernstig wordt beschouwd, geeft de algemene groeiverwachting aan dat er motivatie is om de technologie en procedures te verbeteren die in staat zijn om CHD-behandeling aan te pakken. Naarmate de technologie verbetert, tonen hartchirurgen zich vaak bereid om complexere procedures aan te pakken. Deze bereidheid heeft geleid tot een toenemend aantal complexe cardiale procedures, waardoor de behoefte aan meer geavanceerde technieken voor chirurgische planning en onderwijs is toegenomen. Dit zorgt er op zijn beurt voor dat hartchirurgen behoefte hebben aan zeer nauwkeurige, patiëntspecifieke modellen en hartchirurgen die zeer effectieve trainingsmethoden nodig hebben.
Congenitale hartchirurgie is een van de technisch meest veeleisende chirurgische disciplines vanwege de kleine omvang van de patiënten, de complexiteit van de hartafwijkingen en de zeldzaamheid van sommige afwijkingen2. In de meest extreme gevallen kan een kind worden geboren met een enkele ventrikel. Het is niet ongebruikelijk dat de chirurg een vat met een diameter van 2,0 mm neemt en het met een vast pericardium patcht om een vat van 1,0 cm te creëren waardoor een pasgeborene kan groeien in deze levensreddende procedure - allemaal terwijl onder de klok, omdat de pasgeborene in volledige circulatiestilstand is. Tussen het normale vierkamerhart en deze extreme voorbeelden bevinden zich talloze mogelijkheden van kamergrootte en klepposities die zeer complexe 3D-puzzels vormen. De rol van het aangeboren hartteam is om de unieke anatomie duidelijk af te bakenen en een plan te ontwikkelen om het organische weefsel te herconfigureren tot een functioneel hart waarmee een kind kan groeien met de beste kans op een normaal leven. Nauwkeurige modellen maken opzettelijke chirurgische oefening en herhaling mogelijk in een omgeving waar fouten kunnen worden vergeven en niet zullen resulteren in schade aan de patiënt3,4. Deze training leidt tot de ontwikkeling van verbeterde chirurgische expertise, evenals technische en beoordelingsvaardigheden. Beperkte middelen en de zeldzaamheid van bepaalde hartaandoeningen kunnen het bereiken van het gewenste niveau van herhaling en visualisatie echter bijna onmogelijk maken. Om dit tekort aan middelen te helpen verklaren, is het gebruik van simulaties voor het onderwijs toegenomen2,3. Veelgebruikte simulatie- of modelleringstechnieken zijn menselijke kadavers, dierlijke weefsels, virtual reality-modellen (VR) en 3D-geprinte modellen.
Cadaveric weefsel is van oudsher beschouwd als de gouden standaard voor chirurgische simulatie, met dierlijk weefsel op een goede tweede plaats. Kadavers en dierlijke weefsels kunnen high-fidelity simulaties produceren omdat ze de anatomische structuur van belang bevatten, alle omliggende weefsels, en perfusietechnieken mogelijk maken om de bloedstroom te simuleren4. Ondanks de voordelen van weefselmodellen zijn er nadelen. Gebalsemd weefsel ervaart verminderde mechanische compliance, waardoor sommige operaties onrealistisch en moeilijk uit te voeren zijn. Weefsels vereisen constant onderhoud, specifieke faciliteiten, zijn niet herbruikbaar2, kunnen duur zijn om te verkrijgen3 en zijn van oudsher het onderwerp van ethische bezwaren. Het belangrijkste is dat aangeboren hartaandoeningen eenvoudigweg niet beschikbaar zijn in cadaverische monsters.
VR- en 3D-geprinte modellen5,6,7,8,9,10 bieden een andere optie voor harteducatie, simulatie en modellering om te helpen bij het maken van preoperatieve plannen. Deze modellen verminderen ambiguïteit geassocieerd met het gevarieerde visuo-ruimtelijke vermogen van een gebruiker om 2D-beelden te interpoleren als een 3D-structuur10,11. De virtuele omgeving kan chirurgische hulpmiddelen bevatten die kunnen worden gemanipuleerd en communiceren met modellen, waardoor chirurgen en fellows hand-oogcoördinatie, fijne motoriek en bekendheid met sommige procedures kunnen ontwikkelen4. De huidige populaire 3D-printtechnologieën, waaronder fused deposition modeling (FDM), stereolithografie (SLA), selectieve lasersintering (SLS) en polyjet, blijken modellen te produceren met submillimeterprecisie13. Zowel VR- als 3D-geprinte modellen zijn herbruikbaar en kunnen zeer gedetailleerd zijn; modellen kunnen zelfs worden gegenereerd op basis van radiologische beeldvormingsgegevens van de patiënt, wat resulteert in replica's van de anatomie van de patiënt. Ondanks de vele voordelen van een VR- of 3D-geprint model, schieten ze tekort wanneer de kosten en haptische getrouwheidsvereisten van aangeboren hartchirurgie worden overwogen. Het opzetten van een VR-omgeving heeft hoge kosten en VR-omgevingen kunnen geen haptische feedback uit de echte wereld bieden. Terwijl de haptische getrouwheidstechnologie verbetert, remt de huidige kloof het vermogen van een student om vertrouwd te raken met de fijne motoriek die nodig is om procedures uit te voeren4. Evenzo kunnen, afhankelijk van het type 3D-printtechnologie dat wordt gebruikt, de kosten van 3D-printen vrij hoog zijn, omdat de aankoopprijs van de printer en de kosten van het printmateriaal moeten worden overwogen11,14. Een enkel high-fidelity cardiaal model met realistische haptische feedback kan worden geproduceerd met behulp van een high-end printer, maar kost alleen al honderden dollars aan materiaal met een printeraankoopprijs van meer dan 100.000 USD15. Een hartmodel geproduceerd met behulp van een filament met een shore-hardheid van 26-28 A bleek ongeveer 220 USD per model te kosten16. Als alternatief zijn er veel goedkope 3D-printers en -technologieën beschikbaar met een printeraankoopprijs van minder dan 5.000 USD. De gemiddelde materiaalprijzen voor een cardiaal model gegenereerd op een goedkope FDM-printer bleken ongeveer 3,80 USD te zijn met een materiaal met een shore-hardheid van 82 A en 35 USD met een materiaal met een shore-hardheid van 95 A15,16. Hoewel deze machines een goedkope oplossing bieden, gaat dit ten koste van haptische getrouwheid.
Hoewel VR en 3D-printen een gedetailleerde visuele en conceptuele evaluatie van een hartaandoening mogelijk kunnen maken, is de hoge prijs die gepaard gaat met het produceren van een model voor hands-on chirurgische simulatie vaak een belangrijke barrière. Een oplossing is het gebruik van siliconen om een fysiek en texturaal nauwkeurig hartmodel te creëren. Patiëntspecifieke siliconenmodellen kunnen een dieper begrip van de unieke anatomie vergemakkelijken door chirurgen in staat te stellen een procedure te zien, te voelen en zelfs te oefenen terwijl ze realistische haptische feedback ervaren in een omgeving die een minimaal risico voor een patiënt met zich meebrengt en geen gevolgen heeft als de procedure niet succesvol is9. Siliconengieten is een effectieve methode gebleken om de menselijke anatomie te modelleren die modellen produceert met fysieke eigenschappen die aanzienlijk dichter bij echt weefsel liggen dan modellen die zijn gegenereerd met goedkoop 3D-printen17. Scanlan et al., vergeleken de eigenschappen van goedkope 3D-geprinte met siliconen gegoten hartkleppen om de gelijkenis met echt weefsel te evalueren; uit de studie bleek dat hoewel de fysieke eigenschappen van de siliconenkleppen geen exacte replica waren van echt weefsel, de eigenschappen veel beter waren dan de 3D-geprinte kleppen17. Het 3D-printmateriaal dat in het onderzoek wordt gebruikt, is een van de zachtste materialen die beschikbaar zijn voor goedkope 3D-printers en heeft een shore-hardheid tussen 26 en 28 A18. De platina kuren siliconen aanbevolen voor gebruik in het onderstaande protocol heeft een shore hardheid van 2 A die veel dichter bij de shore hardheid van hartweefsel ligt, 43 op de schaal 00, of ongeveer 0 A19,20. Dit verschil is aanzienlijk omdat de siliconenmodellen een high-fidelity fijnmotorische vaardigheidstraining mogelijk maken die de direct 3D-geprinte materialen niet bereiken. De totale materiaalkosten voor het model dat in dit protocol wordt voorgesteld, bedragen minder dan 10 USD. De voorgestelde siliconenmodellen combineren de zachte weefseleigenschappen die nodig zijn voor realistische haptische feedback met de veelzijdigheid en precisie van goedkope 3D-geprinte modellen.
Hoewel de voordelen van siliconen het de voor de hand liggende keuze lijken te maken voor het maken van modellen, is het gebruik van siliconen beperkt door de anatomie die kan worden gevormd. Vers gemengde siliconen is een vloeistof die een mal nodig heeft om het in de gewenste vorm te houden terwijl het uithardt. Historisch gezien konden siliconen hartmallen alleen details van het buitenoppervlak van het model bevatten. Intra-cardiale details, waaronder het hele bloedpoolgebied, zouden worden gevuld met siliconen en verloren gaan. Eerdere studies hebben siliconenmodellen van specifieke interessegebieden in het hart bereikt (bijv. Aortawortel21) of hebben een extrapolatorische methode gebruikt om myocardiaal weefsel te simuleren22. Dit protocol is nieuw omdat het het gebruik van siliconenmateriaal wil combineren met anatomische, volledige myocardiale simulatie met hoge resolutie, waarbij specifiek elke methode van extrapolatie wordt vermeden. Voor zover wij weten, heeft geen enkel beschrijvend manuscript een methodologie geboden die deze aspecten combineert. De in dit protocol beschreven methode introduceert een techniek om een patiëntspecifiek cardiaal model te bereiken met intra-cardiale anatomische replicatie die nauwkeurig genoeg is voor chirurgische preoperatieve praktijk. De methode omvat de creatie van een myocardiale mal om de siliconen in de juiste vorm te houden terwijl deze uithardt en een binnenste schimmel om de interne, intra-cardiale details van het model te behouden en te voorkomen dat de siliconen het bloedpoolgebied van het hart vullen. De binnenste mal moet dan worden opgelost, waardoor een volledig siliconen cardiaal model met patiëntspecifieke anatomie op de buiten- en binnenoppervlakken overblijft. Zonder het voorgestelde protocol van cardiale modelcreatie hierin, bestaat er geen goedkope oplossing om de chirurgische procedure te simuleren met een materiaal dat de werkelijke weefselkenmerken van het myocard nabootst.
Protocol
Het protocol werd voltooid op een manier die overeenkomt met de beste ethische praktijken van de instelling van de auteur, inclusief de juiste behandeling van alle patiëntinformatie en de verzekering van de vereiste toestemmingen die nodig zijn om patiëntspecifieke gegevens te gebruiken. Bij gebruik werden dergelijke gegevens geanonimiseerd om de bescherming van de persoonlijke gezondheidsinformatie van de patiënt te waarborgen.
OPMERKING: Het volgende protocol is op een softwareneutrale manier geschreven, omdat er veel verschillende programma's zijn die de verschillende stappen kunnen uitvoeren. Voor dit specifieke geval werd Materialise Mimics Medical 24.0 gebruikt voor segmentatie en Materialise Magics voor 3D-manipulatie en creatie van de gesegmenteerde modellen en cases. Specifieke instructies voor die programma's zullen worden opgenomen in aanvulling op de algemene aanpak.
1. Segmenteer de anatomie van de patiënt
- Verkrijg per KMO een radiologische beeldvormingsdataset van de patiënt, meestal een CT of MRI, verkregen met behulp van een 3D-protocol voor een adequate resolutie. Open dataset in een CAD-segmentatiesoftware (Computer Aided Design)23.
- Raadpleeg de radiologieprotocollen van de instelling voor een goede beeldverwerving (aangezien elke patiënt andere overwegingen vereist, is het moeilijk om een specifieke richtlijn te geven). Maar als representatief voorbeeld zijn dit de instellingen die we gebruikten in een eerder gedocumenteerde 3D-modelcase: CT 3D-protocol suggereert parameters: slicescanner in axiale modus, plakdikte en ruimte tussen plakjes van 0,625 mm, Kv van 70, Smart mA-bereik van 201-227 (slimme MA-modus 226), rotatiesnelheid bij 0,28 ms. MRI 3D-protocol voorgestelde parameters: slicescanner in axiale modus, snijdikte en ruimte tussen plakjes van 0,625 mm.
- Genereer een initiële segmentatie van het myocardiale weefsel met behulp van een Hounsfield unit (HU) drempeltool met boven- en ondergrenzen die zijn ingesteld op waarden die geschikt en specifiek zijn voor de dataset. Verfijn de selectie indien nodig om de anatomie nauwkeurig vast te leggen. Het wordt aanbevolen om gereedschappen te gebruiken met de volgende mogelijkheden: bijsnijden, optellen en aftrekken, regio groeien, bewerken met meerdere segmenten en holtevulling. Klik in Mimics met de rechtermuisknop in het gebied Projectmanager en selecteer Nieuw masker. Pas het masker in het gegenereerde dialoogvenster aan met de vooraf ingestelde anatomische vensters, exacte HU-metingen of door het meegeleverde gereedschap te schuiven totdat de gewenste anatomie door het gereedschap wordt gemaskeerd.
- Genereer een segmentatie van de bloedpool. Gebruik de stappen die worden beschreven in stap 1.2 om dit te bereiken. Gebruik in Mimics het vooraf ingestelde anatomische HU-venster van 226 tot 3071 om de bloedpool vast te leggen.
- Als het gegenereerde model bedoeld is voor gebruik in de patiëntenzorg, laat dan een cardioloog, radioloog of andere materiedeskundige (KMO) de virtuele modelsegmentaties beoordelen voordat u doorgaat naar de volgende stap om ervoor te zorgen dat alle anatomische kenmerken en defecten nauwkeurig zijn gesegmenteerd en aanwezig zijn in het volledige model.
- Genereer een myocardiale case model door de myocardiumsegmentatie om te keren met behulp van een holtevulgereedschap in de lege ruimte rond myocardiumsegmentatie en de bloedpoolsegmentatie af te trekken van het omgekeerde myocardium met behulp van een Booleaans aftrekkingsgereedschap. Het wordt aanbevolen om een holtevultool, een Booleaans hulpmiddel en de eerder gegenereerde myocard- en bloedpoolsegmentaties te gebruiken om dit te bereiken. In Mimics geven cavity fill > ruimtes rond myocardiummasker aan. Gebruik vervolgens de Booleaanse tool en vul de meegeleverde dialoog in minus het bloedpoolmasker van het myocardmasker.
Figuur 1: Cardiale segmentatie in cad-segmentatiesoftware. (A) Cardiale segmentatie in CAD-segmentatiesoftware met de ruwe patiëntbeeldgegevens. (B) Segmentatie met 3D-weergave van het bloedpoolmodel. Klik hier om een grotere versie van deze figuur te bekijken.
- Bekijk de 3D-weergave van de uiteindelijke bloedpool en myocardiale case segmentaties. Verwijder per MKB-suggestie en goedkeuring alle bloedvaten uit het 3D-bloedpoolmodel die niet nodig zijn voor evaluatie, begrip of reparatie van de doelanatomie. Selecteer in Mimics de optie 3D-voorvertoning in de opties naast het weergavevenster (standaard in de standaardweergave rechtsonder van de standaardweergave met vier deelvensters. Selecteer het masker van interesse in de projectmanager. Als u wilt bewerken, selecteert u het gereedschap Masker bewerken . Selecteer in het dialoogvenster het gereedschap Lasso en zorg ervoor dat Verwijderen is geselecteerd. Hiermee kunt u het eigenlijke 3D-voorbeeld van het masker bewerken.
OPMERKING: Het bewerkingsgereedschap is een oneindig snijvlak en verwijdert elk deel van het masker dat in de Z-richting is geselecteerd. - Genereer 3D-objecten van de uiteindelijke bloedpool en myocardiale case segmentaties. Maak het 3D-myocardiale behuizingsmodel glad met een soepel objectgereedschap. Pas per MKB-suggestie en goedkeuring de iteratie- en soepele factorparameters aan als dat nodig is voor het specifieke model om een casemodel te creëren dat zo soepel mogelijk is, maar geen belangrijke anatomische details heeft verloren.
- Na goedkeuring door een KMO exporteert u de modellen in STL-formaat voor gebruik in een 3D-modelbewerkingssoftware. Klik in Mimics met de rechtermuisknop op een specifiek masker in de projectmanager > Object maken. Controleer in het dialoogvenster of de instelling Optimaal is geselecteerd en klik op OK.
- Zodra het model is gemaakt, wordt het weergegeven in het objectvenster , meestal onder het venster Projectmanager . Klik vanaf daar met de rechtermuisknop op een gegenereerd model en selecteer Vloeiend. Parameters voor dit geval waren vijf iteraties bij 0,4 mm afvlakking.
- Sla de uiteindelijke 3D-bloedpool- en myocardiale casemodellen op /exporteer ze als stl-bestanden (standard tessellation language). Klik met de rechtermuisknop op het gewenste model > STL+ > volg het meegeleverde dialoogvenster om een STL-versie van het model te exporteren.
2. Maak de digitale mallen
- Open het STL-bestand van het myocardiale casusmodel in een CAD-programma. Het wordt aanbevolen om de zichtbaarheid van de behuizing op een transparante manier weer te geven, zodat het myocard zichtbaar is aan de binnenkant van de myocardiale behuizingsvorm. Importeer in Magics de STL's die zijn gegenereerd via Import Part. Selecteer in het venster Projectbeheer de optie Transparant voor modelrendering.
- Knip overtollig myocardiale casemateriaal van het model met behulp van een snij- of ponsgereedschap. Het is slechts nodig om ongeveer 0,5 cm tussen de buitenrand van de behuizing en de myocardiale afdruk op de binnenste behuizingswand te hebben. Extra materiaal zal bijdragen aan de tijd die nodig is om te 3D-printen, maar heeft geen invloed op het eindproduct. In Magics > Geef polyline aan > selecteer nuttige punten > toepassen.
OPMERKING: Het bewerkingsgereedschap is een oneindig snijvlak en verwijdert elk deel van het masker dat in de Z-richting is geselecteerd. - Snijd de myocardiale behuizing in meerdere stukken waarmee de behuizing rond de complexe anatomie van de bloedpoolvorm kan worden gemonteerd. Het wordt aanbevolen om hiervoor een snij- en/of ponsgereedschap te gebruiken.
OPMERKING: De volgende stappen geven een suggestie van sneden die moeten worden gemaakt in het myocardiale geval dat het in vier secties zal verdelen die voldoende zijn gebleken voor zowel diagnostische nauwkeurigheid als case-assemblage rond de bloedpool voor veel hartmodellen. Elk model zal echter anders zijn, waardoor het van vitaal belang is om in gedachten te houden dat de behuizing rond het bloedbad moet worden gemonteerd voordat siliconen worden gegoten en verwijderd nadat de siliconen zijn ingesteld. Besteed speciale aandacht aan alle locaties waar de zaak door een lus in de bloedpoel moet gaan of lange bloedvaten moet omringen. Functies zoals deze kunnen vereisen dat de myocardiale behuizing in extra stukken wordt gesneden in de regio waar de functie bestaat om ervoor te zorgen dat montage en demontage rond de bloedpool mogelijk is. - Pas de weergave van de myocardiale behuizing aan door middel van rotatie- en panninggereedschappen om de apex van het hart naar beneden te richten en de aortaboog horizontaal. Maak een horizontale snede door de aorta die de myocardiale behuizing verdeelt in een onderste helft die de apex en een bovenste helft bevat. De lengte van deze snede en alle daaropvolgende sneden zullen variëren met elk hartmodel. Gebruik in Magics de linker- en rechtermuisknop om respectievelijk rotatie en pannen te regelen. Van daaruit knip > geef polyline aan > selecteer nuttige punten > toepassen.
OPMERKING: Het bewerkingsgereedschap is een oneindig snijvlak en verwijdert elk deel van het masker dat in de Z-richting is geselecteerd.- Maak een verticale snede langs het breedste deel van de onderste helft van de myocardiale behuizing. Zorg ervoor dat de onderste helft van het myocardiale geval ongeveer in tweeën wordt gesplitst.
- Maak een tweede verticale snede langs het breedste deel van de bovenste helft van de myocardiale behuizing. Zorg ervoor dat de bovenste helft van de myocardiale behuizing ongeveer in tweeën wordt gesplitst.
- Voeg haringen (rekwisieten) toe aan de myocardiale behuizingsstukken om een goede uitlijning tijdens de montage te garanderen. Het wordt aanbevolen om een propgeneratietool en een Booleaans aftrekkingsgereedschap met een spelingswaarde van 0,25 mm te gebruiken om bijpassende rekwisieten en propholtes te maken. In Magics voegt u rekwisieten toe > geeft u de positie aan op het model > toepassen.
- Maak een siliconen vulgat met een diameter van 1,0 cm in een van de bovenste helftstukken van de myocardiale behuizing. De kenmerken van het myocardiale oppervlak direct onder het vulgat worden verduisterd, dus zorg ervoor dat het vulgat niet over externe anatomische kenmerken gaat die van vitaal belang zijn voor het gebruik van het model. Controleer de plaatsing van gaten bij een KMO.
Figuur 2: Myocardiale case model in een CAD software. Myocardiale case gegenereerd in een CAD-software voor een cardiale case met een VSD. Klik hier om een grotere versie van deze figuur te bekijken.
- Controleer de diagnostiek op alle case pieces afzonderlijk om er zeker van te zijn dat de volgende fouten niet aanwezig zijn: omgekeerd normaal, slechte randen, slechte contouren, in de buurt van slechte randen, vlakke gaten of schelpen. Als er een fout wordt gedetecteerd, repareer deze dan met behulp van een reparatietool / wizard indien beschikbaar of handmatig als deze niet beschikbaar is. Controleer in Magics Diagnostische > Automatisch oplossen.
- Los fouten op die niet handmatig of met een bevestigingsgereedschap/wizard kunnen worden opgelost met een deelkrimpfolie via een krimpfolietool. Pas het interval van het krimpfoliemonster en de waarden voor het vullen van de opening indien nodig aan om de fouten op het specifieke stuk te corrigeren zonder de fysiologie bij mkb-beoordeling te wijzigen. In Magics > Fix > Shrink Wrap de dialoog volgen.
- Sla de afzonderlijke myocardiale behuizingsstukken op / exporteer ze als STL-bestanden.
3. Maak de fysieke mallen
- Open de myocardiale behuizing en bloedpoolmodellen in de juiste snijmachinesoftware om 3D-afdrukbestanden (G-Code-bestand) te produceren voor een 3D-printer voor additieve productie (AM). Schik de stukken van de myocardiale behuizing met behulp van een draai- en / of plat gereedschap, zodat elke kant die een ander kaststuk zal ontmoeten verticaal is. Voeg 3D-printondersteuningen handmatig toe aan alle onderdelen of met behulp van een tool voor het automatisch genereren van ondersteuning in de software, indien beschikbaar.
Figuur 3: Myocardiale behuizing en bloedpoolopstelling in een 3D-print CAD-software. Myocardiale case en bloedpool met de juiste oriëntatie en extra ondersteuning ter voorbereiding op 3D-printen in een 3D-printing CAD-software voor een cardiale case met een VSD. Klik hier om een grotere versie van deze figuur te bekijken.
- Snijd de modellen om G-code te genereren voor gebruik op de 3D-printer met de volgende parameters: Bloedpool in ABS met behulp van: verwarmde bedtemperatuur van 100 °C, extrudertemperatuur van 250 °C, invuldichtheid van 5%, standaarddruksnelheid van 50 mm /s, binnenschaalsnelheid van 70 mm / s, buitenschaalsnelheid of 50 mm / s; Myocardiale mal in ABS of polymelkzuur (PLA) met behulp van: verwarmde bedtemperatuur van 60 °C voor PLA of 100 °C voor ABS, extrudertemperatuur van 205 °C voor PLA of 250 °C voor ABS, invuldichtheid van 15%, standaard afdruksnelheid van 50 mm/s, binnenschaalsnelheid van 80 mm/s en buitenschaalsnelheid van 30 mm/s.
- Sla de G-code op/exporteer deze.
- Upload het afdrukbestand naar de 3D-printer via een flashstation of Wi-Fi-verbinding, afhankelijk van de mogelijkheden van de printer, zorg ervoor dat het juiste filament op de 3D-printer is geladen en begin met afdrukken. De 3D-printer moet aan de volgende eisen voldoen: compatibel en uitgerust met een nozzlediameter van minder dan 0,4 mm en geschikt voor een laagresolutie van minder dan 0,25 mm. Gebruik na voltooiing van het afdrukken een naaldneustang en een pincet om al het ondersteunende materiaal van de bedrukte stukken te verwijderen.
Figuur 4: 3D-geprinte modelstukken. Foto van (A) fysieke bloedpool en (B) myocardiale case stukjes van een hartgeval met een VSD geproduceerd uit de 3D-printer met verwijderd ondersteunend materiaal. Klik hier om een grotere versie van deze figuur te bekijken.
- Monteer de myocardiale behuizingsstukken rond de bloedbadvorm en zorg ervoor dat alle stukjes goed in elkaar passen. Als de myocardiale behuizing niet rond het bloedbad past, maak dan kleine aanpassingen aan het malstuk van de behuizing met behulp van een handheld roterend schuurgereedschap om materiaal te verwijderen. Als een grote aanpassing nodig is, kan het nodig zijn om het STL-bestand in een CAD-software te bewerken en een nieuwe 3D-afdruk te maken.
LET OP: Gebruik oogbescherming bij het gebruik van een handheld roterend schuurgereedschap. Het gebruik van een roterend schuurgereedschap op het bloedbad of myocard omhulsel zal ervoor zorgen dat het plastic smelt. Gebruik spaarzaam en met voorzichtigheid.
OPMERKING: Het protocol kan worden gepauzeerd tussen alle stappen voorafgaand aan dit punt. - Voer een acetondamp glad uit als de myocardiale behuizing 3D-geprint was met ABS, en een gladdere siliconen oppervlakteafwerking is gewenst door het MKB. Als een gladdere oppervlakteafwerking niet gewenst of nodig is, sla dan het dampgladde proces met minimaal effect over naar de uiteindelijke anatomie van het model.
LET OP: Aceton is vluchtig en ontvlambaar. Zorg ervoor dat u zich in een goed geventileerde ruimte bevindt, uit de buurt van open vuur of vonken. Bovendien zal aceton polyvinylchloride (PVC) en polystyreen oplossen. Als een plastic container wordt gebruikt, zorg er dan voor dat deze geen PVC of polystyreen bevat.- Bekleed de bodem en zijkanten van een container die niet wordt beïnvloed door aceton met keukenpapier. Giet de aceton op de onderste papieren handdoek en laat het de papieren handdoeken aan de zijkant van de container verspreiden, maar vorm geen zwembad in de bodem. De hoeveelheid aceton die nodig is, is afhankelijk van de grootte van de gebruikte container; hier werd 30 ml aceton gebruikt in een container met een basisvolume van ongeveer 400 cm3.
- Plaats een stuk aluminiumfolie in de container om de onderste papieren handdoek te bedekken. Plaats de stukjes myocardiale behuizing op de aluminiumfolie en oriënteer de myocardiale stukken zodat de gewenste gezichten verticaal zijn. Zorg ervoor dat de myocardiale stukjes elkaar of de papieren handdoeken aan de muur van de container niet raken.
- Plaats een deksel op de container of dek af met aluminiumfolie en laat de stukjes myocardiale behuizing ongestoord in de container blijven tot ~ 80% van de gewenste oppervlakteafwerking is bereikt, per visuele inspectie. De tijd die nodig is om het dampgladde proces te voltooien, is afhankelijk van de grootte van de container en de hoeveelheid aceton die wordt gebruikt. Begin met het controleren van de myocardiale behuizingsstukken op de gewenste oppervlakteafwerking met intervallen van 15 minuten na een eerste 30 minuten. Voor deze studie duurde het afvlakken van damp 2 uur voor een structuur van 150 ml.
- Draag handschoenen en verwijder voorzichtig de stukjes myocardiale behuizing uit de container en raak alleen de buitenoppervlakken aan. Laat de stukken volledig ontgassen in een goed geventileerde ruimte gedurende ~ 30 minuten, of tot ze glad, droog en hard zijn.
Figuur 5: Damp gladgestreken myocardiale behuizing stukjes. Fotografie van myocardiale case stukjes van een cardiale case met een VSD na een acetondamp glad. Klik hier om een grotere versie van deze figuur te bekijken.
4. Giet siliconen
OPMERKING: Sommige verontreinigingen, waaronder latex en zwavel, kunnen de uitharding van siliconen remmen als ze in contact komen. Het wordt aanbevolen om eventuele technische bulletins te lezen voordat u probeert siliconen te gebruiken.
- Schat de hoeveelheid van een tweedelige platina uithardende siliconen die nodig zal zijn om het myocardiale model te maken; de hoeveelheid siliconen die nodig is, is afhankelijk van de grootte van het model dat wordt gemaakt. U kunt ook het volume van de myocardsegmentatie meten met behulp van CAD-software om de benodigde hoeveelheid siliconen te bepalen. Zorg ervoor dat de siliconen de volgende eigenschappen bezitten: kusthardheid van 2 A, treksterkte van 1.986 kPa, rek bij breuk van 763%, krimp minder dan 0,0254 mm/mm, gemengde viscositeit van 18.000 cps, potlevensduur van 12 min en uithardingstijd van 40 min. Deze studie vereiste 300 ml siliconen.
- Roer deel A en deel B van de siliconen grondig voordat u de benodigde hoeveelheden, in de juiste verhoudingen, in een mengbeker giet. Als kleur gewenst is op het model, voeg pigment toe en meng alle delen en pigment grondig. Voor dit onderzoek werd 150 ml van zowel deel A als deel B gemengd en geagiteerd met de hand of met een roerwerk. Een Sil-pigment productkleur "bloed" (zie Tabel met materialen) werd toegevoegd door een ambachtelijke stok totdat de gewenste kleur was bereikt.
- Plaats de grondig gemengde siliconen in een vacuümkamer op 29 in Hg gedurende 2-3 minuten om te ontgassen. De siliconen zullen tijdens het ontgassingsproces uitzetten tot ongeveer twee keer het volume, zorg ervoor dat de mengcontainer voldoende ruimte heeft om de uitzetting mogelijk te maken. Ontlucht en verwijder ontgaste siliconen uit de kamer en dompel het bloedbad onder in de siliconen om het grondig te coaten, zodat alle holtes en holtes in de bloedpool worden gevuld met siliconen.
- Spuit alle stukken van de myocardiale behuizing grondig in met een product met eenvoudige afgifte (zie materiaaltabel) in een goed geventileerde ruimte. Monteer de onderste helft van het myocardiale geval rond de top van de bloedpool. Als er naden tussen de myocardiale behuizingsstukken de siliconen laten lekken, gebruik dan klemmen of een materiaal zoals hete lijm of klei om het lek op het buitenoppervlak van de mal af te dichten.
- Giet siliconen in de ruimte tussen het bloedbad en de wand van de behuizing, zodat de siliconen in alle openingen kunnen stromen. Ga door met het gieten van siliconen totdat de geassembleerde stukjes van de myocardiale mal zijn gevuld met siliconen.
- Monteer de resterende stukken van de myocardiale behuizing, bevestig de behuizingsstukken stevig met behulp van elastiekjes en klemmen, indien nodig. Giet siliconen in het vulgat in de bovenkant van het myocardiale behuizingsstuk totdat de hele myocardiale ruimte is gevuld met siliconen.
- Laat de siliconen instellen voor ~ 40 min. Verwijder het siliconen hart van de myocardiale behuizing en knip eventuele siliconennaden af die zijn gemaakt uit de ruimte tussen de stukjes van de behuizing of het vulgat.
5. Los bloedpool op
- Identificeer alle bloedvaten die open uiteinden op het siliconenmodel moeten hebben en knip alle siliconen weg die ze bedekken om de ABS-bloedpool binnenin bloot te leggen.
- Dompel het siliconenhart onder in een acetonbad. ABS begint 10-15 minuten na acetononderdompeling zachter te worden; als dit gebeurt, verwijdert u grote stukken ABS met een pincet om de snelheid van het ABS-oplosproces te verhogen.
- Voer twee tot drie extra acetonspoelingen / weken uit met schone aceton om al het ABS van de siliconen te verwijderen wanneer een meerderheid van de ABS-bloedpool is opgelost. Verwijder het hartmodel uit het acetonbad en laat de resterende aceton uit het model verdampen in een goed geventileerde ruimte. De tijd die nodig is om het ABS volledig op te lossen, is afhankelijk van de grootte van het model, de hoeveelheid ABS die handmatig wordt verwijderd en de hoeveelheid aceton die wordt gebruikt.
Figuur 6: Patiëntspecifiek siliconen cardiaal model met een VSD. Foto van een epicardiale oppervlakteweergave van een compleet siliconenmodel met een VSD. VSD is niet zichtbaar vanwege de locatie in de intra-cardiale myocardiale structuur. Klik hier om een grotere versie van deze figuur te bekijken.
Representative Results
Radiologische beeldvormingsgegevens van een patiënt met een VSD werden gekozen om een representatief siliconen cardiaal model te genereren. De anatomie van de patiënt werd gesegmenteerd met behulp van CAD-segmentatiesoftware om een digitaal myocardiaal model en een digitaal bloedpoolmodel te genereren (figuur 1). Handmatige segmentatie van bloedpool en myocardium met het gepresenteerde protocol duurt 1-3 uur om te voltooien. Na voltooiing van de segmentatie werd het myocardiale model geopend in CAD-software voor verdere verwerking. Het model werd uitgelijnd op een 3D-vak dat in het programma was gemaakt en vervolgens afgetrokken met booleaanse bewerkingen. Dit proces liet een negatief van het myocardiale model achter en vormde een mal. Deze myocardiale mal werd bijgesneden tot een meer geschikte maat, in segmenten gesneden en aangepast met rekwisieten voor het uitlijnen van de stukken (figuur 2). Het maken van de zaak duurde 2-6 uur. Alle myocardiale schimmelstukken en de bloedpool werden geladen in een 3D-printsnijsoftware en G-Code werd gegenereerd om 3D-printen in ABS (figuur 3). De 3D-geprinte stukken met verwijderd steunmateriaal zijn te zien in figuur 4. De myocardiale behuizingsstukken werden met damp gladgestreken om de oppervlakteafwerking van het model te verbeteren (figuur 5). Na voltooiing van het dampgladde proces werd de mal rond het bloedpoolmodel geassembleerd en werd siliconen gegoten. De montage en siliconenschenk duurde een uur. Na de siliconenset werd het hartmodel uit de myocardiale behuizing verwijderd en ondergedompeld in aceton om de bloedpool op te lossen. Na ongeveer vierentwintig uur weken was de bloedpoel opgelost. Een laatste acetonspoeling werd uitgevoerd en het model mocht volledig drogen. Het voltooide siliconen cardiale model is te zien in figuur 6. Om de nauwkeurigheid en functionaliteit van het siliconenmodel te evalueren, werd een incisie gemaakt door de CHD-expert (aangeboren hartafwijking) om de binnenanatomie te kunnen observeren. De verwachte VSD was aanwezig en een GORE-TEX-pleister werd door de aangeboren hartchirurg op het model genaaid om de VSD te corrigeren (figuur 7). In een succesvol afgerond siliconenmodel zullen alle anatomie en defecten van de patiënt zowel uitwendig als inwendig aanwezig zijn. Een samenvatting van het protocol is te zien in Aanvullend Dossier 1.
Figuur 7: GORE-TEX pleister genaaid in siliconen cardiaal model met VSD. Foto van (A) chirurg's weergave van een patiëntspecifiek siliconen cardiaal model met een VSD en (B) chirurg's weergave van de VSD in het model gesloten met een GORE-TEX pleister. Klik hier om een grotere versie van deze figuur te bekijken.
Aanvullend bestand 1: Schema van siliconen hart fabricage protocol. Schematische illustratie van het protocol bij de fabricage van een patiëntspecifiek siliconen cardiaal model. Klik hier om dit bestand te downloaden.
Aanvullend dossier 2: Samenvatting van kritieke stappen en mogelijke negatieve uitkomsten. Samenvatting van de stappen die cruciaal zijn bij de ontwikkeling van een patiëntspecifiek siliconen cardiaal model en de mogelijke negatieve uitkomsten die kunnen ontstaan als de stappen niet correct worden gevolgd. Klik hier om dit bestand te downloaden.
Discussion
Na voltooiing van het protocol zou een patiëntspecifiek siliconen cardiaal model voor chirurgische voorbereiding moeten resulteren. Er zijn echter verschillende kritieke stappen die correct moeten worden voltooid om dit te bereiken. Een samenvatting van de kritieke stappen in het protocol is te zien in aanvullend bestand 2, evenals mogelijke uitkomsten als de stappen niet correct worden uitgevoerd. De eerste kritieke stap omvat de segmentatie van de radiologische beeldvormingsgegevens van de patiënt. Deze stap vereist de verwerving van een diagnostische 3D-beeldvormingsdataset. Modelgebruik in pre-chirurgische planning of onderwijs is afhankelijk van de kwaliteit van de 3D-dataset. Het wordt aanbevolen om een verzameling afbeeldingen te gebruiken met een segmentgrootte tussen 0,625 mm en 2,6 mm om ervoor te zorgen dat de gegevensset een adequate resolutie heeft voor modelproductie. Alle beeldvormingsparameters moeten echter worden ingesteld door een clinicus die deskundig is op het gebied van radiologie, waarbij patiëntenzorg de prioriteit is. Opgemerkt moet worden dat het mogelijk kan zijn om een model te produceren uit een afbeeldingenset die is verzameld met een segmentgrootte buiten de aanbevolen waarden, maar de modelresolutie en -kwaliteit worden negatief beïnvloed. Nadat afbeeldingen zijn verkregen, als de segmentatie niet correct wordt uitgevoerd, wordt deze meestal niet gerealiseerd totdat het uiteindelijke model is geproduceerd en erin is gesneden, wat resulteert in een verlies van tijd en materialen. Om deze negatieve uitkomst te voorkomen, wordt aanbevolen dat een materiedeskundige de gesegmenteerde bestanden beoordeelt voordat de digitale mallen voor kwaliteitscontrole worden gemaakt. De volgende kritieke stap vindt plaats tijdens het maken van de digitale mallen. Het is belangrijk om ervoor te zorgen dat de myocardiale behuizing rond het bloedpoolmodel kan worden gemonteerd. Als de behuizing niet rond het bloedbad sluit, kan deze niet worden gebruikt om het siliconenmodel te maken, omdat niet-uitgeschakelde siliconen voortdurend zullen lekken en de anatomie kan worden vervormd. Een handheld roterend schuurgereedschap kan worden gebruikt om stukjes van de myocardiale mal alleen licht te verwijderen als er kleine aanpassingen nodig zijn. Als er grote aanpassingen nodig zijn, moet de digitale mal worden gewijzigd en een bijgewerkte behuizing worden afgedrukt. De laatste kritische stap is het gieten van de siliconen. Strikte naleving van materiaalinstructies is noodzakelijk bij het gebruik van de siliconen, omdat het niet doen hiervan kan resulteren in siliconen die uitharden met een plakkerig oppervlak. Als het oppervlak te plakkerig wordt geacht voor gebruik door het MKB, moet het bloedbad mogelijk opnieuw worden afgedrukt als het niet met succes uit de siliconen kan worden verwijderd. De siliconen moeten opnieuw worden gegoten, wat resulteert in een verlies van tijd en materialen. Als er onvoldoende siliconen worden gebruikt of als de siliconen tijdens het instellingsproces uit de mal van de myocardiale behuizing lekt, is het resulterende model onvolledig. Deze storing kan worden verholpen door extra siliconen in de mal te mengen en te gieten. Een materiaal zoals hete lijm of klei kan worden gebruikt om de naden van de myocardiale behuizingsvorm af te dichten als een kleine hoeveelheid siliconen lijkt door te lekken tijdens het uithardingsproces.
Deze methode voor het maken van patiëntspecifieke siliconen cardiale modellen kan worden aangepast om het creëren van een model van elke zachte anatomische structuur met patiëntspecifieke of complexe binnen- en buitengeometrie mogelijk te maken. Ervan uitgaande dat de doelanatomie correct is gesegmenteerd, kunnen de resterende stappen van het protocol met minimale verandering worden gevolgd. Hoewel het niet de focus van het huidige werk is, is het protocol met vergelijkbaar succes toegepast op leverparenchym. Het gebruikte 3D-printmateriaal kan ook worden aangepast. ABS en PLA worden aanbevolen voor gebruik vanwege hun lage kosten, maar elk oplosbaar 3D-printmateriaal kan de plaats innemen van ABS en elk gewenst 3D-printmateriaal kan de plaats innemen van PLA met minimale of geen wijziging van het protocol. Alle door de fabrikant gespecificeerde afdrukparameters van het filament moeten worden gevolgd bij het gebruik van andere afdrukmaterialen. Deze methode kan verder worden aangepast door het gebruik van een andere siliconen. De siliconen die in dit protocol worden aanbevolen voor gebruik hebben een kusthardheid van 2 A, maar als een andere kusthardheidswaarde wenselijk is, kan een andere siliconen worden vervangen met minimale of geen wijziging van het protocol. Zorg ervoor dat u zich houdt aan alle productiespecificaties en -procedures bij het gebruik van een ander siliconenproduct.
Hoewel dit protocol een verbeterde cardiale modelleringsprocedure schetst, is het niet zonder beperkingen. De belangrijkste beperking van dit protocol is dat hoewel de gebruikte platina-uithardingssiliconen dichter bij de hardheid van hartweefsel liggen dan andere beschikbare materialen, hardheid niet de enige eigenschap is die een rol speelt bij de fijne motoriek van chirurgische training. In het bijzonder zal echt hartweefsel brokkeligheid vertonen of scheuren onder kracht. De gebruikte siliconen zijn zeer elastisch, met een rek bij breuk van 763% en treksterkte van 1.986 kPa19. Varkenshartweefsel, waarvan wordt aangenomen dat het een nauwkeurige weergave is van menselijk hartweefsel, heeft een rek bij breuk van 28-66% en treksterkte van 40-59 kPa26. Dit verschil vormt een probleem, omdat hartchirurgische fellows een oefenoperatie kunnen uitvoeren op een siliconenmodelhart en een vals gevoel van vertrouwen krijgen omdat het model krachten kan weerstaan die echt hartweefsel niet kan weerstaan. Deze methodologie heeft ook het potentieel om te worden beperkt door een cardiaal model met een zeer complexe geometrie. Naarmate de anatomische complexiteit van het model toeneemt, kan het protocol dit compenseren door het aantal stukken in de myocardiale mal te vergroten. In wezen zullen steeds complexere modellen steeds complexere matrijsontwerpen en een langere ontwerptijd vereisen.
Het modelcreatieproces dat in dit protocol wordt beschreven, is superieur aan veel van de andere beschikbare alternatieven vanwege het vermogen om goedkope exacte anatomische replica's van chirurgisch aangetroffen anatomie opnieuw te maken. Cadaveric en dierlijk weefsel maken high-fidelity simulaties mogelijk, maar ze hebben veel hogere kosten en vereisen specifieke laboratoriumopstellingen die moeten worden gebruikt en onderhouden2,6. Verder hebben cadaverische en dierlijke weefselmodellen ethische bezwaren, zijn ze niet patiëntspecifiek en moet complexe CHD vaak handmatig worden vervaardigd door een chirurg of instructeur, wat vaak leidt tot onnauwkeurigheden of schade aan de omliggende weefsels en organen. Een andere mogelijke modelleringstechniek betreft het gebruik van virtual reality. Virtual reality maakt de digitale replicatie van patiëntspecifieke hartmodellen mogelijk, wat een effectief hulpmiddel is voor het vaststellen van nauwkeurige mentale representaties van de anatomie van de patiënt en chirurgische plannen. Bovendien hebben sommige VR-systemen basissimulaties mogelijk gemaakt met de integratie van haptische feedback. De beschikbare haptische feedback mist echter het realisme dat nodig is om de noodzakelijke fijne motoriek voor aangeboren hartchirurgische procedures te repliceren4. 3D-printen is een andere beschikbare methode om patiëntspecifieke hartmodellen te produceren2,24. De wijdverspreide implementatie van high-fidelity 3D-printers die in staat zijn om multi-materiaal, zachte modellen te produceren, wordt echter geremd door hun extreem hoge kosten11,14,15. Goedkope 3D-printers zijn beschikbaar, maar kunnen alleen printen in materialen die veel steviger zijn dan echt myocardium. Toen een van de zachtste beschikbare materialen voor een 3D-printer werd gebruikt om een model te maken door Scanlan et al., bleek het model steviger te zijn dan echt hartweefsel17. Het beschreven materiaal had een kusthardheid tussen 26 A en 28 A, waardoor het een textuur had die leek op een elastiekje. De platina uitgeharde siliconen die in dit protocol worden gebruikt, hebben een shore-hardheid van 2 A, waardoor het een textuur heeft die vergelijkbaar is met een gelschoeninzet en veel dichter bij de hardheid van echte hartweefsels, die 43 00 is20 of ~0 A. Hoashi et al. ook gebruik gemaakt van een vergelijkbare methode als beschreven in dit protocol om een flexibel 3D-geprint hartmodel te ontwikkelen. Twee mallen, die de binnenste en buitenste myocardiale geometrie vertegenwoordigen, werden 3D-geprint met behulp van een SLA-printer gevolgd door vacuümgieten van een rubberachtige polyurethaanhars. Hoewel deze methode een zacht cardiaal model opleverde, bedroegen de voorgestelde productiekosten van deze methode per model 2.000 tot 3.000 USD.22. Ter vergelijking: de totale materiaalkosten van de methode die in het gepresenteerde protocol wordt beschreven, bedragen minder dan 10 USD. Ten slotte werd een soortgelijke methode ook gebruikt door Russo et al.. om siliconenmodellen van de aortaklep en proximale aorta te maken voor procedurele praktijk. Terwijl de Russo et al. methode is gericht op een vergelijkbaar doel, hun gepresenteerde proces gericht op het repliceren van veel eenvoudigere anatomieën van de aorta of aortakleppen. Het protocol dat hierin wordt gepresenteerd, onderscheidt zich door zich te concentreren op intra-cardiale en myocardiale anatomieën die kleiner en complexer zijn en uiterst moeilijk te repliceren zouden zijn gezien historische methodologieën. Ondanks dit verschil, de modellen gemaakt door Russo et al. waren zeer nuttig voor simulatie en training in hartchirurgie door ondervraagde hartchirurgen23. In wezen maakt de in dit protocol beschreven methode het mogelijk om goedkope complexe, patiëntspecifieke congenitale hartmodellen te maken met nauwkeurig weergegeven defecten en materiaaleigenschappen die meer lijken op echt hartweefsel dan andere modelleringsmethoden1,16, waardoor modellen met een realistische haptische getrouwheid kunnen worden bediend.
In de toekomst kan deze methodologie worden toegepast op de vorming van een model van elke patiëntanatomie met complexe interne en externe kenmerken. Het ontwikkelen van een alternatief bloedpoolmateriaal dat op een minder destructieve manier uit het siliconenmodel kan worden verwijderd of met een minder tijdrovende methode kan worden geproduceerd, zou het proces tijd- en kostenefficiënter maken. Als gevolg hiervan zou een nieuwe bloedpool niet voor elk volgend gietproces hoeven te worden gereproduceerd, wat leidt tot de schaalbaarheid van de bijbehorende training. De fysische eigenschappen van de siliconen die zijn gebruikt om het model te maken, kunnen ook worden verbeterd. Siliconen met minder rek bij breuk zouden het realisme van het model vergroten en de waarde ervan helpen verbeteren als een educatief hulpmiddel voor hartchirurgische fellows die proberen de nodige fijne motoriek te leren voor het uitvoeren van deze complexe procedures. Een groep materialen die momenteel op de markt zijn en die het overwegen waard zijn om te helpen bij deze oplossing zijn siliconen gesimuleerde glasmaterialen25. Deze siliconenmaterialen vertonen veel minder rek bij breuk, wat leidt tot een duidelijke "verbrijzeling" bij krachttoepassing op een manier die vergelijkbaar is met glas. Het moduleren van de platina-uithardingssiliconen die in dit protocol worden gebruikt met toevoegingen van dit siliconen gesimuleerde glasmateriaal kan zorgen voor controle van de brokkeleigenschappen van het model met behoud van de juiste kusthardheid, waardoor de algehele haptische getrouwheid wordt verbeterd. Ten slotte wordt de resolutie van de anatomie die dit protocol kan produceren beperkt door de resolutie van de 3D-printer die wordt gebruikt om de mallen te genereren. Naarmate de technologie blijft verbeteren, moet ook de resolutie van de anatomie die met dit protocol kan worden gemaakt, verbeteren.
Disclosures
De auteurs hebben niets te onthullen.
Acknowledgments
De auteurs willen OSF HealthCare bedanken voor het mogelijk maken van deze studie, evenals Dr. Mark Plunkett voor zijn procedurele kennis en toepassing van vaardigheden op ons eindproduct.
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).
