Summary
Hier presenteren we de ontwikkeling van een mock circulation setup voor multimodale therapie evaluatie, pre-interventionele planning en arts-training over cardiovasculaire anatomieën. Met de toepassing van patiëntspecifieke tomografische scans is deze opstelling ideaal voor therapeutische benaderingen, training en onderwijs in geïndividualiseerde geneeskunde.
Abstract
Kathetergebaseerde interventies zijn standaardbehandelingsopties voor cardiovasculaire pathologieën. Daarom kunnen patiëntspecifieke modellen helpen bij het trainen van de draadvaardigheden van artsen en het verbeteren van de planning van interventionele procedures. Het doel van deze studie was om een productieproces te ontwikkelen van patiëntspecifieke 3D-geprinte modellen voor cardiovasculaire interventies.
Om een 3D-geprint elastisch fantoom te creëren, werden verschillende 3D-printmaterialen vergeleken met biologische varkensweefsels (d.w.z. aortaweefsel) in termen van mechanische kenmerken. Op basis van vergelijkende trekproeven werd een passend materiaal geselecteerd en specifieke materiaaldiktes gedefinieerd. Geanonimiseerde contrastversterkte CT-datasets werden retrospectief verzameld. Patiëntspecifieke volumetrische modellen werden uit deze datasets geëxtraheerd en vervolgens 3D-geprint. Een pulsatiele flow loop werd geconstrueerd om de intraluminale bloedstroom tijdens interventies te simuleren. De geschiktheid van modellen voor klinische beeldvorming werd beoordeeld door middel van röntgenbeeldvorming, CT, 4D-MRI en (Doppler) echografie. Contrastmiddel werd gebruikt om de zichtbaarheid in röntgengebaseerde beeldvorming te verbeteren. Verschillende katheterisatietechnieken werden toegepast om de 3D-geprinte fantomen te evalueren in de opleiding van artsen en voor pre-interventionele therapieplanning.
Gedrukte modellen toonden een hoge afdrukresolutie (~ 30 μm) en mechanische eigenschappen van het gekozen materiaal waren vergelijkbaar met fysiologische biomechanica. Fysieke en digitale modellen toonden een hoge anatomische nauwkeurigheid in vergelijking met de onderliggende radiologische dataset. Gedrukte modellen waren geschikt voor ultrasone beeldvorming en standaard röntgenfoto's. Doppler-echografie en 4D-MRI toonden stromingspatronen en oriëntatiekenmerken (d.w.z. turbulentie, wandschuifspanning) die overeenkomen met native gegevens. In een kathetergebaseerde laboratoriumomgeving waren patiëntspecifieke phantoms gemakkelijk te katheteriseren. Therapieplanning en training van interventionele procedures op uitdagende anatomieën (bijv. Congenitale hartziekte (CHD)) was mogelijk.
Flexibele patiëntspecifieke cardiovasculaire phantoms werden 3D-geprint en de toepassing van gangbare klinische beeldvormingstechnieken was mogelijk. Dit nieuwe proces is ideaal als trainingsinstrument voor kathetergebaseerde (elektrofysiologische) interventies en kan worden gebruikt in patiëntspecifieke therapieplanning.
Introduction
Geïndividualiseerde therapieën worden steeds belangrijker in de moderne klinische praktijk. In wezen kunnen ze worden ingedeeld in twee groepen: genetische en morfologische benaderingen. Voor geïndividualiseerde therapieën op basis van uniek persoonlijk DNA is genoomsequencing of de kwantificering van genexpressieniveaus noodzakelijk1. Men kan deze methoden bijvoorbeeld vinden in de oncologie of bij de behandeling van metabolestoornissen 2. De unieke morfologie (d.w.z. anatomie) van elk individu speelt een belangrijke rol in de interventionele, chirurgische en prothetische geneeskunde. De ontwikkeling van geïndividualiseerde prothesen en pre-interventionele /-operatieve therapieplanning vertegenwoordigen centrale focus van onderzoeksgroepen vandaag3,4,5.
Afkomstig van industriële prototypeproductie, is 3D-printen ideaal voor dit gebied van gepersonaliseerde geneeskunde6. 3D-printen wordt geclassificeerd als een additieve productiemethode en is normaal gesproken gebaseerd op een laag-voor-laag depositie van materiaal. Tegenwoordig is er een breed scala aan 3D-printers met verschillende printtechnieken beschikbaar, waardoor de verwerking van polymere, biologische of metalen materialen mogelijk is. Door de toenemende printsnelheden en de continue beschikbaarheid van 3D-printers worden de productiekosten steeds goedkoper. Daarom is het gebruik van 3D-printen voor pre-interventionele planning in dagelijkse routines economisch haalbaar geworden7.
Het doel van deze studie was om een methode vast te stellen voor het genereren van patiëntspecifieke of ziektespecifieke fantomen, bruikbaar in geïndividualiseerde therapieplanning in de cardiovasculaire geneeskunde. Deze fantomen moeten compatibel zijn met gangbare beeldvormingsmethoden, evenals voor verschillende therapeutische benaderingen. Een ander doel was het gebruik van de geïndividualiseerde anatomieën als trainingsmodellen voor artsen.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Protocol
Ethische goedkeuring werd overwogen door de ethische commissie van de Ludwig-Maximilians-Universität München en werd opgeheven omdat de radiologische datasets die in deze studie werden gebruikt retrospectief werden verzameld en volledig geanonimiseerd.
Raadpleeg de MRI-veiligheidsrichtlijnen van het instituut, met name met betrekking tot de gebruikte LVAD-ventrikel en metalen componenten van de stromingslus.
1. Data-acquisitie
- Voordat u de anatomische fantomen maakt, selecteert u een geschikte radiologische dataset, bij voorkeur van patiënten in cardiovasculaire disciplines. Het virtuele 3D-model kan worden afgeleid uit zowel computertomografie (CT) als magnetische resonantie beeldvorming (MRI) datasets.
- Selecteer de pixelgrootte en segmentdikte (ST) van de gegevensset om deze aan te passen aan de grootte van de structuren die in het 3D-model moeten worden weergegeven. Dit experiment gebruikte een ST van 0,6 mm met een matrixgrootte van 512 x 512 en een gezichtsveld van 500 mm wat leidt tot een pixelgrootte van 0,98 mm. Zorg ervoor dat de waarde van zowel pixelgrootte als ST lager moet zijn dan de grootte van het kleinste kenmerk dat zichtbaar moet zijn in de afbeeldingen en het 3D-model, bijvoorbeeld <0,3 mm voor datasets van baby's of representatie van kransslagaders, <0,6 mm voor de belangrijkste cardiovasculaire structuren van een volwassen patiënt.
- Voer standaard acquisitie uit voor CT-angiografie (CTA) in dual-source spiraaltechniek met een ST van 0,6 mm voor volwassen patiënten. Voor volwassenen, injecteer 80 ml jodiumcontrastmiddel met een snelheid van 4 ml / s en begin met acquisitie 11 s na bolustracking in de oplopende aorta bij een drempel van 100 HU. De buisspanning en buisstroom worden automatisch door de scanner geselecteerd op basis van het lichaamstype van de patiënt. Voer reconstructie uit in een weke delen kern met behulp van een hoge mate van iteratieve reconstructie.
OPMERKING: CTA-acquisitieparameters en -protocollen zijn sterk afhankelijk van de beschikbare CT-scanner, patiëntgrootte en patiëntomtrek. De gepresenteerde parameters zijn gebaseerd op ervaring en moeten als uitgangspunt voor aanpassing worden genomen in plaats van een vaste vereiste. - Voer voor MR-angiografie (MRA) niet-contrastversterkte (niet-CE) MRA uit met behulp van een interne gemodificeerde sequentie die een volledig gebalanceerde gradiëntgolfvorm gebruikt, met behulp van zowel ECG- als respiratoire triggering (TE 3.59, TR 407.40, matrixgrootte 224x224). Bereik versnelde MRI-gegevensverzameling door gebruik te maken van gecomprimeerde detectie die parallelle beeldvorming, schaarse bemonstering en iteratieve reconstructie combineert. Als voorbeeld zijn acquisitietijden van ongeveer 5 minuten voor de thoracale aorta mogelijk.
OPMERKING: Zorg ervoor dat u een gegevensset selecteert die vrij is van bewegingsartefacten. Om bewegingsartefacten te verminderen, voert u beeldacquisitie uit met behulp van prospectieve ECG-triggering en extra ademhalingstriggers voor niet-CE MRA. Zorg er bovendien bij het selecteren van een model voor algemeen gebruik voor dat er geen metalen implantaten zijn, omdat dit de kwaliteit van het afgewerkte model kan verbeteren. - Gebruik voor de segmentatie en 3D-printing van cardiovasculaire anatomieën contrastversterkte datasets. Het gebruik van inheemse cardiovasculaire datasets maakt de scheiding van holle anatomische structuren (bijv. Bloedvaten of ventrikel) van bloed moeilijk, vanwege vergelijkbare Hounsfield-waarden van ongeveer 30 HU8.
OPMERKING: Een hogere Hounsfield-waardegradiënt tussen bloedvolume en het omliggende zachte weefsel zorgt voor een gemakkelijkere scheiding in het segmentatieproces. Als de gradiënt erg klein is, worden delen van het zachte weefsel weergegeven als onderdeel van het bloedvolume, wat resulteert in een slechte modelkwaliteit en extra nabewerking. - Zorg er bij het exporteren van de gegevensset voor dat u een redelijk lage plakdikte selecteert (ongeveer 0,3 - 0,6 mm voor CTA en 0,8 - 1,0 mm voor MRA), omdat de resolutie en oppervlaktekwaliteit van het afgedrukte model sterk afhankelijk zijn van deze parameter.
OPMERKING: Als de dikte van de plak te dun is, zal de vereiste rekenkracht voor modellering aanzienlijk toenemen, wat het proces dienovereenkomstig vertraagt. Aan de andere kant kan overmatige plakdikte resulteren in het verlies van kleine details in de anatomie van de patiënt.
2.3D-model creatie
OPMERKING: Het maken van een 3D-model op een radiologische dataset wordt het segmentatieproces genoemd en er is speciale software vereist. De segmentatie van medische beelden baseert zich op Hounsfield-eenheden, om 3-dimensionale modellen te vormen9. Deze studie maakt gebruik van een commerciële segmentatie- en 3D-modelleringssoftware (zie Tabel met materialen),maar vergelijkbare resultaten kunnen worden bereikt met behulp van beschikbare freeware. De volgende stappen worden beschreven voor het modelleren van een contrastversterkte CT-dataset.
- Nadat u de dataset in de segmentatiesoftware hebt geïmporteerd, snijdt u de dataset bij om het interessegebied te beperken, d.w.z. hart en aortaboog. Dit is bereikt door het gereedschap Afbeeldingen bijsnijden te selecteren en de randen van de ROI te verplaatsen door op de zijkanten van het frame te klikken en deze te verplaatsen. Dit kan in alle drie de richtingen. Daarom wordt een focus op de ROI, samen met een afname van de bestandsgrootte verkregen, wat een hogere rekensnelheid mogelijk maakt, wat leidt tot een kortere totale werktijd.
- Definieer een bereik van Hounsfield-eenheidswaarden (ca. 200-800 HU) door het threshold-gereedschap te openen, wat resulteert in een gecombineerd masker van het contrastversterkte bloedvolume en de botstructuren(figuur 1A, bijvoorbeeld borstbeen, delen van de ribbenkast en wervelkolom).
- Verwijder alle botdelen die ongewenst zijn in het uiteindelijke 3D-model met behulp van het gereedschap Split Mask dat het markeren en scheiden van meerdere gebieden en algemene segmenten mogelijk maakt, op basis van Hounsfield-waarden en locatie.
- Zorg er na deze scheiding voor dat er een masker met het contrastversterkte bloedvolume overblijft. Dit kan worden gedaan door door de coronale en axiale vlakken te scrollen en het gemaakte masker te matchen met de onderliggende dataset. Bereken uit dit masker een gerenderd 3D-polygoonoppervlakmodel (de zogenaamde STL) (Figuur 1B).
OPMERKING: Gereedschapsnamen kunnen verschillen in andere segmentatieprogramma's. - Voor verdere aanpassing en manipulatie, breng het 3D-model over naar een 3D-modelleringssoftware (zie Tabel met materialen). Om het 3D-model te exporteren, klikt u op de Export-Tool en selecteert u de 3D-modelleringssoftware of een passend gegevensformaat voor het geëxporteerde bestand. Bevestig vervolgens uw selectie en het exportproces wordt uitgevoerd.
- Gebruik het gereedschap Trimmen om het bloedvolume bij te snijden naar het specifieke interessegebied (bijvoorbeeld het verwijderen van delen van de aorta of sommige hartholten). Klik op het gereedschap en teken een contour rond de onderdelen die moeten worden verwijderd.
OPMERKING: Afhankelijk van de kwaliteit van de dataset en de nauwkeurigheid van de segmentatie, kunnen op dit moment enkele kleine oppervlaktereparaties en -wijzigingen nodig zijn. Verdere ontwerpbewerkingen maken de manipulatie van patiëntspecifieke modellen mogelijk op basis van het doel van gebruik, bijvoorbeeld tijdens training. Enkele voorbeelden voor engineering, volgens de anatomie van de patiënt, omvatten het schalen van het hele model of enkele structuren, om verbindingen te maken of te verwijderen, waarbij delen van verschillende modellen in één worden gecombineerd. Dergelijke kenmerken zijn vooral interessant voor trainingsmodellen met aangeboren afwijkingen, omdat CT- en MRI-beelden zeldzaam zijn in de kindergeneeskunde, waar het minimaliseren van straling en sedatie de sleutel is. Daarom is het aanpassen en aanpassen van bestaande modellen vooral nuttig voor het 3D-printen van modellen met aangeboren hartafwijkingen. - Klik op het gereedschap Lokaal vloeiend maken om het oppervlak van het gesegmenteerde model handmatig en lokaal aan te passen. Richt u op het verwijderen van ruwe polygoonvormen, enkele pieken en ruwe randen die zijn gemaakt door de vorige bijsnijdbewerkingen.
- Om de latere aansluiting van het model op een stromingslus mogelijk te maken, moet u buisvormige onderdelen opnemen met gedefinieerde diameters die zijn aangepast aan de beschikbare slangconnectoren en buisdiameters(figuur 1C). Plaats daarom een datumvlak evenwijdig aan de openingsdoorsnede van de vaten op een afstand van ongeveer 10 mm.
- Als u het vlak wilt plaatsen, selecteert u het gereedschap Datumvlak maken en gebruikt u het vooraf ingestelde 3-puntsvlak. Klik vervolgens op drie gelijk verdeelde punten op de dwarsdoorsnede van de schepen om het vlak te maken. Voer daarna een offset van 10 mm in het opdrachtvenster in en bevestig de bewerking.
- Selecteer het gereedschap Nieuwe schets in het menu en kies het eerder gemaakte datumvlak als locatie van de schets. Plaats in de schets een cirkel ongeveer op de middellijn van het vat en stel de straalbeperking in die overeenkomt met de buitendiameter van uw slangconnector (24 mm voor aorta-inlaat, 8-10 mm voor subclavia-, carotis- en niervaten en 16-20 mm voor de distale opening van het vat).
- Gebruik vanuit de gemaakte schets het gereedschap Extruderen om een cilinder met een lengte van 10 mm te maken. Richt de extrusie om weg te bewegen van de opening van het vat, om een afstand tussen de cilinder en de doorsnede van het vat van 10 mm te creëren. Gebruik vervolgens het gereedschap Loft om een verbinding te maken tussen het uiteinde van het vat en de geometrisch gedefinieerde cilinder. Zorg op dit punt voor een soepele overgang tussen de twee doorsneden, waardoor turbulentie en gebieden met een laag debiet in het uiteindelijke 3D-stroommodel worden vermeden(figuur 1D).
OPMERKING: Door deze stappen te volgen, wordt een 3D-model van het bloedvolume van de aorta en de aanhankelijke slagaders gemaakt. Bovendien bevat het de connectoren die nodig zijn om het vervolgens aan te sluiten op een stromingslus. - Om een holle bloedruimte te maken, gebruikt u de Hollow-tool in de software. Voer in het opdrachtvenster de vereiste wanddikte in (in dit experiment: 2,5 mm) Verder moet de richting van het uithollingsproces worden ingesteld op Buiten. Bevestig daarna de selectie en het uithollingsproces wordt uitgevoerd.
OPMERKING: Met deze stap kunt u een vaste wanddikte voor het hele model selecteren. Omdat "uitholling" op alle oppervlakken een gedefinieerde wanddikte creëert, zal een volledig gesloten model het resultaat zijn. Daarom moeten de uiteinden van alle vaten opnieuw worden bijgesneden met behulp van de stap die wordt beschreven in stap 2.6(figuur 1E). Bij het gebruik van flexibele 3D-printmaterialen is deze stap essentieel om de uiteindelijke biomechanische eigenschappen van het fantoom te definiëren. Door de wanddikte van het model te vergroten, zal een hogere veerkracht en lagere elasticiteit logischerwijs het gevolg zijn. Als de mechanische eigenschappen van het inheemse weefsel en het 3D-printmateriaal niet bekend zijn, moeten op dit punt trekproeven worden uitgevoerd. Omdat de wanddikte constant is over het hele model, moeten de gewenste mechanische eigenschappen opnieuw worden gemaakt in het gebied van belang van het model. - Sommige verwerkingssoftware biedt een "Wizard" om de afdrukbaarheid van het uiteindelijke model te garanderen, wat ten zeerste wordt aanbevolen. Deze optionele verwerkingsstap analyseert het polygoongaas van het model en markeert overlappingen, defecten en kleine objecten die niet met het model zijn verbonden. Meestal biedt de wizard oplossingen om de gevonden problemen te verwijderen, wat resulteert in een afdrukbaar 3D-model(Figuur 1F).
- Exporteer het uiteindelijke model als .stl-file door de optie Exporteren te selecteren op het tabblad Bestand.
OPMERKING: Om de nauwkeurigheid van het ontworpen 3D-model te bevestigen, maakt sommige software de overlay van de uiteindelijke STL-contour en de onderliggende radiologische dataset mogelijk. Dit maakt een visuele vergelijking van het 3D-model met de inheemse anatomie mogelijk. Bovendien moet een printer met een geschikte ruimtelijke resolutie van < 40 μm worden geselecteerd, zodat het digitale model nauwkeurig kan worden afgedrukt.
3.3D-printen en flow loop setup
- Upload het .stl-bestand naar een 3D-printer, met behulp van de slicing software van de fabrikant, om een fysiek fantoom van de anatomie te produceren. Idealiter gebruikt men een afdruklaaghoogte van ≤ 0,15 mm om een hoge resolutie en een goede afdrukkwaliteit te garanderen.
OPMERKING: Er is een breed scala aan elastische printmaterialen en geschikte 3D-printers beschikbaar op de markt. Verschillende opstellingen kunnen worden gebruikt om de eerder beschreven digitale modellen af te drukken. Resolutie, nabewerking en mechanisch gedrag kunnen echter afwijken van de gepresenteerde resultaten. - Controleer na het uploaden van het printbestand van de slicing software naar de 3D-printer of de hoeveelheid printmateriaal en ondersteunend materiaal in de cartridges van de printer voldoende is voor het 3D-model en start de print.
- Verwijder na het afdrukproces het ondersteuningsmateriaal uit het voltooide model. Verwijder eerst het ondersteuningsmateriaal handmatig door zachtjes in het model te knijpen, gevolgd door onderdompeling in water of een respectievelijk oplosmiddel (afhankelijk van het ondersteuningsmateriaal). Droog 's nachts in een incubator op 40 °C.
OPMERKING: Het verwijderen van het ondersteuningsmateriaal kan een tijdrovende stap zijn, afhankelijk van de complexiteit van het anatomische model. Hoewel het gebruik van gereedschappen zoals spatels, lepels en medische sondes de nabewerkingstijd enigszins kan verkorten, verhoogt het ook het gevaar van perforatie van de muur van het model, waardoor het nutteloos wordt voor vloeistoftests. Bij gebruik van de Polyjet-printtechnologie wordt het hele model omhuld door een ondersteunend materiaal. Dit is nodig om het niet-uitgeharde modelmateriaal op zijn plaats te houden terwijl het wordt uitgehard met behulp van UV-licht. In holle buisvormige modellen zal dit leiden tot een veel hogere vraag naar ondersteunend materiaal in vergelijking met echt modelmateriaal. Het model in figuur 2 gebruikt ongeveer 200 g modelmateriaal en 2.000 g ondersteunend materiaal. - Sluit vervolgens het model in in 1% agar. Dit vermindert bewegingsartefacten tijdens klinische beeldvorming van het model. Ten tweede biedt agar een betere haptische feedback tijdens echografische beeldvorming en een betere force feedback tijdens katheterisatie, in vergelijking met onderdompeling in water.
- Gebruik een plastic doos met minstens 2 cm zijranden rond het model. Boor gaten in de wanden van de doos zodat de buizen van de vaten op de pomp en het reservoir kunnen worden aangesloten.
- Bereid een agar-oplossing door 1% w/v in water toe te voegen en aan de kook te brengen. Na het koken en roeren van het mengsel, laat het 5 minuten afkoelen en giet in de doos om een bed van ten minste 2 cm hoog te creëren, waarop het model zal worden geplaatst.
OPMERKING: Als het model direct op de bodem van de doos wordt geplaatst, zal de pulsatiliteit van de vloeistof in het model een asymmetrische opwaartse beweging creëren.
- Terwijl het agarbed wordt geplaatst, sluit u het model aan op niet-conforme PVC-buizen, met behulp van commerciële slangconnectoren bij elke opening. Een buisdiameter van 3/8 " wordt aanbevolen voor grote bloedvaten (bijv. aorta) en / of anatomische structuren met een hoge bloedstroom (bijv. Ventrikels). Voor kleinere schepen is een 1/8" buis voldoende. Gebruik ritsbanden om de verbinding tussen de slangconnectoren en het 3D-model te bevestigen en ervoor te zorgen dat er geen vloeistoflekkage is.
- Leid de PVC-buizen door de geboorde gaten in de doos en plaats het model vervolgens bovenop het set agarbed. Om te voorkomen dat agar uit deze gaten lekt, gebruikt u hittebestendige modelleerklei om het af te dichten. Vul vervolgens de doos met agar, bedek het model door er een laag van 2 cm aan toe te voegen en laat een uur op kamertemperatuur staan voor de agar om volledig af te koelen en uit te zetten. Hiervoor is meer van het agarmengsel nodig dat in stap 3.4 wordt beschreven.
OPMERKING: De agar eenmaal uitgehard, zal ongeveer een week bruikbaar zijn, indien gekoeld. Zodra het zichtbaar in volume afneemt, moet het worden vervangen door een nieuwe batch. - Sluit een pulserende pneumatische ventrikelpomp aan op het model met behulp van de 3/8 "slang die aan de proximale opening is bevestigd. Sluit de andere buizen aan op het reservoir en sluit vervolgens het reservoir aan op de inlaat van de ventrikelpomp om een gesloten stroomlus te creëren. (Figuur 2; bijv. ventriculaire hulpinrichting (VAD)-ventrikel). De pomp moet een slagvolume van 80 - 100 ml hebben om voldoende fysiologische stroom in volwassen anatomieën te garanderen. Voor pediatrische anatomieën zijn kleinere pompkamers beschikbaar.
- De ventrikel moet worden geroerd door een zuigerpomp met een slagvolume van 120 - 150 ml, om rekening te houden met luchtcompressie in het verbindingsbuissysteem.
4. Klinische beeldvorming
OPMERKING: Om artefacten in klinische beeldvorming te voorkomen, moet ervoor worden gezorgd dat er geen luchtzakken in het vloeistofcircuit zijn.
- CT-beeldvorming
- Voor CT-beeldvorming plaatst u de volledige stroomlus in de CT-scanner met de aandrijfeenheid in de buurt. Sluit de contrastmiddelpomp rechtstreeks aan op het reservoir van de stroomlus, zodat de overstroming van het model met contrastmiddel tijdens het scannen kan worden gesimuleerd. Dit is vooral handig voor het visualiseren van vasculaire pathologieën.
- Voer CT uit als een dynamische scan over het hele model om de instroom van contrastmiddelen te visualiseren. Buisspanning is ingesteld op 100 kVp, buisstroom op 400 mAs. Collimatie is 1,2 mm. Injecteer 100 ml 1:10 verdund gejodeerd contrastmiddel in het reservoir van het model, met een snelheid van 4 ml/s. Start de scan met behulp van bolus triggering in de voorste buis, met een drempel van 100 HU en 4 s vertraging.
- Echografie
- Leg een kleine hoeveelheid ultrasone gel op het agarblok om artefacten te verminderen. Start de pomp en gebruik de ultrasone kop om de anatomische structuur te lokaliseren die van belang is voor ultrasone beeldvorming (d.w.z. hartkleppen). Gebruik de 2D-echomodus om de beweging van de folder te evalueren, evenals het openings- en sluitgedrag van de klep. Gebruik kleurendyppler om de bloedstroom over de klep te evalueren en spectrale Doppler om de stroomsnelheid na de hartklep te kwantificeren.
- Katheterisatie/Interventies
- Plaats een toegangspoort in de PVC-buis direct onder het 3D-model, zodat u gemakkelijker toegang hebt tot de anatomie met een hartkatheter of geleidedraad. Controleer na het starten van de stromingslus op lekkage bij het poortingangspunt. Gebruik indien nodig een tweecomponentenlijm om de opening af te dichten.
- Plaats het 3D-model op de patiëntentafel onder de C-arm(en) van het röntgenapparaat. Gebruik röntgenbeeldvorming om de katheter en geleidingsdraden door de anatomische structuur te leiden. Gebruik voor ballonverwijding of plaatsing van stentgraft de continue röntgenmodus om de uitbreiding van het apparaat te visualiseren.
OPMERKING: Katheterisatie- en interventietraining op 3D-geprinte modellen maakt het uitwisselbare gebruik van verschillende anatomische en pathologische modellen mogelijk. Dit vergroot de afwisseling en het realisme van de trainingssetting verder.
- 4D-MRI
- Gebruik een 1,5 T-scanner voor MRI-acquisitie en zorg ervoor dat het acquisitieprotocol bestaat uit een niet-contrastversterkte MRA zoals hierboven beschreven en de 4D-Flow-sequentie. Verkrijg voor 4D-Flow een isotrope dataset met 25 fasen en een plakdikte van 1,2 mm (TE 2.300, TR 38.800, FA 7 °, matrixgrootte 298 x 298). Stel de snelheidscodering in op 100 cm/s. De in vitro metingen worden uitgevoerd met behulp van gesimuleerde ECG- en respiratoire triggers.
- Voor 4D-Flow analyse worden de doos met het embedded model en de VAD-ventrikel in de MRI-scanner geplaatst en afgedekt met een 18-kanaals lichaamsspoel. Met betrekking tot het magnetisch veld van de MRI-scanner moet de pneumatische aandrijfeenheid buiten de scannerruimte worden geplaatst; daarom is meestal een langer verbindingsbuissysteem vereist.
- Voer de 4D-Flow beeldanalyse uit met een in de handel verkrijgbare software. Importeer eerst de 4D-MRI-gegevensset door deze te selecteren op het flashstation. Voer vervolgens semi-geautomatiseerde offsetcorrectie en correctie van aliasing uit om de beeldkwaliteit te verbeteren. Vervolgens wordt de middellijn van het vat automatisch getraceerd en extraheert de software het 3D-volume.
- Voer ten slotte een kwantitatieve analyse van stroomparameters uit door op de afzonderlijke tabbladen in het analysevenster te klikken. Flowvisualisatie, pathline-visualisatie en flowvector worden gevisualiseerd zonder verdere invoer. Voor kwantificering van druk en wandschuifspanning in het betreffende tabblad, plaatst u twee vlakken door op de knop Vlak toevoegen teklikken . De vlakken worden automatisch loodrecht op de middellijn van het schip geplaatst.
- Verplaats de vlakken naar de ROI door ze langs de middellijn te slepen, zodat één vlak aan het begin van de ROI en één aan het einde wordt geplaatst. In het diagram naast het 3D-model wordt de drukval over de ROI en wall shear stress gevisualiseerd en gekwantificeerd.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Representative Results
De beschreven representatieve resultaten richten zich op een paar cardiovasculaire structuren die vaak worden gebruikt bij planning, training of testomgevingen. Deze werden gemaakt met behulp van isotrope CT-datasets met een ST van 1,0 mm en een voxelgrootte van 1,0 mm³. De wanddikte van de aorta-aneurysmamodellen werd vastgesteld op 2,5 mm, in overeenstemming met de vergelijkende trekproefresultaten van het drukmateriaal (treksterkte: 0,62 ± 0,01 N/mm2; Fmax: 1. 55 ± 0,02 N; rek: 9,01 ± 0,34 %) en monsters van varkensaorta (breedte: 1 mm; Fmax:1,62 ± 0,83 N; rek: 9,04 ± 2,76 %).
De gepresenteerde 3D-geprinte modellen bieden een breed scala aan mogelijkheden in CT-imaging. Het drukwerk is goed te onderscheiden van de omringende agar en eventuele metalen implantaten(figuur 3A). Daarom is het gebruik van een contrastmiddel normaal gesproken niet vereist, behalve voor het genereren van dynamische beeldvormingssequenties. Dit kan vooral nuttig zijn voor de evaluatie van endovasculaire stentgrafts, omdat het de visualisatie van mogelijke prothesemismatches en vervolgens verschijnende endoleaks mogelijk maakt.
Als hoofdbestanddeel in het dagelijkse klinische werk is echografische beeldvorming een goed voorbeeld voor de toepassing van 3D-geprinte modellen als trainingsopstelling. Het kan worden gebruikt voor zowel de evaluatie van hartklepdynamiek, als onderzoek van het hele hart, met name in de kindergeneeskunde. Ultrasone beeldvorming van het 3D-geprinte model onthult een goede permeabiliteit van de ultrasone golven. Verder is het mogelijk om onderscheid te maken tussen de wand van het model, de omringende agar en dunne dynamische objecten, zoals hartklepblaadjes(figuur 3B). De agarlaag bovenop het model zorgt voor realistische haptische feedback tijdens het scanproces.
Het gebruik van 4D-MRI in de flowanalyse binnen de flow loop biedt een breed scala aan mogelijke toepassingen in pre-interventionele beeldvorming. 4D-MRI-sequentie maakt visualisatie van vloeistofstroming, turbulenties en wandschuifspanning binnen het 3D-geprinte model mogelijk. Dit maakt de analyse mogelijk van stromingspatronen na kunstmatige hartkleppen, wat kan leiden tot hoge wandschuifspanning en turbulentie in de opgaande aorta en aortaboog(figuur 3C). De impact van turbulentie en hoge wandschuifspanning is specifiek interessant voor de analyse van aorta-aneurysma's. Zo kunnen de 3D-modellen helpen om het optreden van aneurysma's in zowel de thoracale als abdominale aorta beter te begrijpen.
3D-geprinte cardiovasculaire modellen bieden een realistische trainingsomgeving voor diagnostische en interventionele cardiologie. De simulatie-opstelling stelt de cursisten in staat om de behandeling van geleidingsdraden / katheters en manoeuvreren door de vaten en hartstructuren, intracardiale drukmetingen, ballondilatatie van stenotische vaten of kleppen, positionering en verwijding van stents, evenals angiografische beeldvorming (visualisatie van binnenstructuren van het 3D-model, bijvoorbeeld hartkleppen) te oefenen. De vaardigheden en taken voor beide rollen, eerste en tweede operator, evenals de communicatie tussen de twee worden opgenomen tijdens de training. Aanpassing van de 3D-geprinte modellen in de 3D-modelleringssoftware maakt de aanpassing van de modelstructuur en -grootte (van baby tot volwassene) aan elk trainingsniveau en elke doeldoelen mogelijk. Daarom profiteren zowel studenten als bekwame beoefenaars in dezelfde mate van de training. Workshops voor alle opleidingsniveaus - medische studenten tot kindercardiologen met jarenlange ervaring - zijn met succes uitgevoerd op 3D-modellen die de meest voorkomende aangeboren afwijkingen vertegenwoordigen, waaronder patente ductus arteriosus (PDA), pulmonale klepstenose (PS), aortaklepstenose (AS), coarctatie van de aorta (CoA) en atriumseptumdefect (ASS). Het uiterlijk van de 3D-modellen onder röntgenbeeldvorming, evenals de haptische feedback van de manipulatie van de instrumenten in het model, werden als uiterst realistisch beoordeeld. Repetitieve training op 3D-modellen leidt tot een goed onderlegde oriëntatie in 3D, verbeterde perceptie van haptische feedback en - het belangrijkste voor de patiënt - minimalisering van blootstelling aan straling.
Figuur 1: Ontwerpstappen van een radiologische dataset naar een geprint anatomisch model (Pathologie: infrarood aorta-aneurysma). (A) CT-dataset-gebaseerd segmentatieproces (B) Ruw 3D-model na segmentatie (C) Afgevlakt model met toegevoegde buisvormige connectoren (D) Eindmodel van het bloedvolume met connectoren (E) Hol model met gedefinieerd wanddikte (F) 3D-geprint flexibel model. Klik hier om een grotere versie van deze figuur te bekijken.
Figuur 2: Opstelling van de stromingslus. (A) Schematisch model van de stromingslus (B) Opstelling van de eindstroomlus met LVAD (1), ingebed model (2), een reservoir (3) en een 3D-geprinte buisconnector (optioneel) (4) Klik hier om een grotere versie van deze figuur te bekijken.
Figuur 3: Klinische beeldvormingstechnieken. (A) CT-reconstructie van een 3D-geprinte aortaboog met een biologische chirurgische hartklep (B) Ultrasoon beeld van een 3D-geprinte aortawortel (1) met een open biologische chirurgische hartklep (2) (C) 4D-MRI flowvisualisatie in de aortaboog (D) Röntgenbeeldvorming van een 3D-geprint kinderhart (1) tijdens een katheterinterventie (2) Klik hier om een grotere versie van deze figuur te bekijken.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Discussion
De gepresenteerde workflow maakt het mogelijk om geïndividualiseerde modellen vast te stellen en daardoor pre-interventionele therapieplanning uit te voeren, evenals artsentraining over geïndividualiseerde anatomieën. Om dit te bereiken, kunnen patiëntspecifieke tomografische gegevens worden gebruikt voor segmentatie en 3D-printen van flexibele cardiovasculaire phantomn. Door deze 3D-geprinte modellen in een schijncirculatie te implementeren, kunnen verschillende klinische situaties realistisch worden gesimuleerd.
Tegenwoordig richten veel therapieplanningsprocedures zich op de digitale simulatie van verschillende scenario's, om de meest gunstige uitkomst10,11te identificeren . In tegenstelling tot deze in-silico simulaties, maakt de beschreven 3D-geprinte opstelling tactiele feedback in trainingsprocedures mogelijk; een materiële conformiteit dicht bij het menselijke origineel is mogelijk bij pulsatiele perfusie. Aan de andere kant gebruiken veel gepubliceerde 3D-geprinte cardiovasculaire fantomen alleen stijf materiaal en zijn daarom beperkt tot een voornamelijk visueel gebruik12,13.
Het moet echter duidelijk zijn dat de huidige 3D-printtechnieken en materialen de grootste beperking blijven bij het reproduceren van biomechanische eigenschappen voor de gepresenteerde workflow14. Hoewel een exacte recreatie van de anatomische vorm mogelijk is, zal het mechanische gedrag van de gecreëerde modellen nog steeds tot op zekere hoogte verschillen van inheems aortaweefsel. Het nabootsen van verschillende weefsels met verschillende biomechanische eigenschappen in één fantoom, voor zover het mogelijk is, kan alleen worden bereikt door een paar geavanceerde multi-materiaal 3D-printers15. Het creëren van weefsel nabootsende materialen voor 3D-printen blijft een focus van wetenschappelijk onderzoek; de ontwikkeling van nieuwe materialen zal resulteren in nog realistischere resultaten16,17. Zolang er alleen commercieel beschikbaar drukmateriaal en/of eencomponentdruk beschikbaar is, kunnen de mechanische eigenschappen van het fantoom worden aangepast door middel van variaties van de wanddiktes, zoals in dit onderzoek is uitgevoerd. Het wordt daarom niet aanbevolen om alleen de dikte van het weefsel van belang te dupliceren uit de onderliggende tomografische gegevens. Het is belangrijk om te benadrukken dat er een breed scala aan verschillende 3D-printers met verschillende materialen en verschillende mechanische eigenschappen op de markt bestaat18. Uitgebreide mechanische tests worden daarom aanbevolen, voorafgaand aan 3D-printen. Voor het afdrukken van cardiovasculaire structuren (d.w.z. aorta- of ventriculaire wanden) zijn verschillende inheemse weefselmonsters vereist voor referentie. Volgens de beschreven segmentatie- en printworkflow is het mogelijk om flexibele en anatomisch nauwkeurige en geconstrueerde maar realistische 3D-geprinte modellen van een breed scala aan cardiovasculaire anatomieën te maken.
De kosteneffectiviteit van 3D-geprinte modellen hangt sterk af van de materiaaleigenschappen. Bij interventionele training is een hoge duurzaamheid van elk model (zelfs na ballonverwijding) noodzakelijk om de totale kosten te verlagen. Bij het bekijken van patiëntspecifieke therapieplanning moet men rekening houden met het gunstige effect van een geprint model. Een 3D-geprint model zal niet kosteneffectief zijn voor een "standaard" chirurgische patiënt, maar kan een enorm inzicht bieden in patiënten met complexe anatomieën. Daarom moeten de kosten van opleidingsmodellen worden afgewogen tegen de verwachte voordelen ervan.
Tot nu toe zijn er een paar commercieel verkrijgbare phantoms voor klinische training op de markt; sommige academische modellen zijn gepubliceerd19,20. Deze modellen hebben normaal gesproken vooraf gedefinieerde anatomieën en blijken meestal moeilijk te gebruiken in patiëntspecifieke omgevingen. Bovendien bemoeilijken hoge aanschafkosten het wijdverbreide gebruik van deze hulpmiddelen in de opleiding van artsen. De gepresenteerde aanpasbare mock-circulatie kan indien nodig met een laag budget worden gemaakt. Tomografische, fluoroscopie en echografische scanners, voor het verkrijgen van de patiëntspecifieke gegevens en voor het latere gebruik van de schijncirculatie, zijn standaardapparatuur van elk algemeen of universitair ziekenhuis in ontwikkelde landen. Segmentatie van de cardiovasculaire anatomie en creatie van het virtuele 3D-model kan worden uitgevoerd met de genoemde gelicentieerde software, maar freeware is ook beschikbaar21. De freeware-opties bieden uitstekende resultaten bij het maken van 3D-modellen van radiologische datasets, hoewel een grote hoeveelheid initieel werk vereist is om de software aan te passen aan individuele behoeften. Bovendien vereist een volgende bewerking van het digitale 3D-model een extra software, daarom wordt een uitgebreide softwaresuite die al deze aspecten behandelt, ten zeerste aanbevolen voor een snelle en soepele workflow. Indien nodig kan het printen van de flexibele phantoms op contractbasis worden gedaan door 3D-productie als er geen geschikte 3D-printer op locatie is. Door anatomische reductie op het gebied van interesse kan de grootte van het 3D-geprinte fantoom worden verkleind, wat gepaard gaat met snellere printtijden en lagere kosten.
Het meest kritieke punt van het hierboven beschreven proces is de eerste beeldverwerving. Als gevolg hiervan, hoe hoger de kwaliteit van de tomografische gegevens, hoe nauwkeuriger het uiteindelijke 3D-geprinte fantoom zal blijken te zijn. Er zijn twee belangrijke factoren bij het verkrijgen van geschikte gegevens uit CT of MRI: preventie van artefacten en ruimtelijke resolutie. Om artefacten te voorkomen, zullen er idealiter geen metalen materialen (bijv. Implantaten) naast het gebied van belang zijn, als er geen specifieke artefactreductietechnieken beschikbaar zijn22. Om bewegingsartefacten te verminderen, moeten ECG- en ademhalingstriggers worden uitgevoerd tijdens beeldacquisitie23,24. Ruimtelijke resolutie is afhankelijk van het beeldvormingsapparaat; een plakdikte van 1,0 mm of minder is echter noodzakelijk om geschikte 3D-geprinte phantoms te verkrijgen zonder overmatige digitale nabewerking.
De bovengenoemde modulariteit, kosteneffectiviteit en veelzijdigheid maakt de individualiseerbare schijncirculatie vatbaar voor aanvullend gebruik in de dagelijkse klinische routine. De gepresenteerde methode kan gunstig zijn voor een breed scala aan klinische en fundamentele onderzoeksgebieden. Het gebruik van realistische modellen is uitstekend voor het onderwijzen van jonge artsen en studenten de basisprincipes van echografie, evenals interventionele technieken. Vooral bij interventies zal een dergelijk model de technologie toegankelijker maken en de algehele kennisbasis van artsen op lange termijn vergroten. CT- en MRI-beeldvorming, vooral wanneer wordt gekeken naar hemodynamische stroompatronen in de aortavaten, kunnen een belangrijke toevoeging zijn, zowel in de basiswetenschap als in het bepalen van de uitkomst van chirurgische en transkatheterinterventies.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Disclosures
De auteurs verklaren geen belangenverstrengeling te hebben.
Acknowledgments
Deze publicatie werd ondersteund door de Duitse Hartstichting/Duitse Stichting voor Hartonderzoek.
Materials
| Name | Company | Catalog Number | Comments |
| 3-matic | Materialise AB | Software Version 15.0 - Commercial 3D-Modeling Software | |
| Affiniti 50 | Philips Medical Systems GmbH | Ultrasonic Imaging System | |
| Agilista W3200 | Keyence Co. | Polyjet 3D-Printer with a spatial resolution of 30µm | |
| AR-G1L | Keyence Co. | flexible 3D-Printing material | |
| Artis Zee | Siemens Healthcare GmbH | Angiographic X-ray Scanner | |
| cvi42 | CCI Inc. | Software Version 5.12 - 4D Flow Analysis Software | |
| Diagnostic Catheter, Multipurpose MPA 2 | Cordis, A Cardinal Health company | Catheter for pediatric training models, Sizes 4F for infants and 5F for children, young adults | |
| Excor Ventricular Assist Device | Berlin Heart GmbH | 80 -100ml stroke volume | |
| Imeron 400 Contrast Agent | Bracco Imaging | CT - Contrast Agent | |
| IntroGuide F | Angiokard Medizintechnik GmbH | Guidewire with J-tip; diameter: 0.035" length: 220cm | |
| Lunderquist Guidewire | Cook Medical Inc. | (T)EVAR interventional guidewire | |
| MAGNETOM Aera | Siemens Healthcare GmbH | MRI Scanner | |
| Magnevist Contrast Agent | Bayer Vital GmbH | MRI - Contrast Agent | |
| Mimics | Materialise AB | Software Version 23.0 - Commercial Segmentation Software | |
| Modeling Studio | Keyence Co. | 3D-Printer Slicing Software | |
| PVC tubing | |||
| Radifocus Guide Wire M | Terumo Europe NV | Straight guidewire; diameter: 0.035" length: 260cm | |
| Really useful box 9L | Really useful products Ltd. | ||
| Rotigarose - Standard Agar | Carl Roth GmbH | 3810.4 | |
| Solidworks | Dassault Systemes SE | Software Version 2019-2020; CAD Design Software | |
| SOMATOM Force | Siemens Healthcare GmbH | Computed Tomography Scanner | |
| syngo via | Siemens Healthcare GmbH | Radiological Imaging Software |
References
- Goetz, L. H., Schork, N. J. Personalized medicine: motivation, challenges, and progress. Fertility and Sterility. 109 (6), 952-963 (2018).
- Gwin, W. R., Disis, M. L., Ruiz-Garcia, E.
- Spetzger, U., Frasca, M., König, S. A. Surgical planning, manufacturing and implantation of an individualized cervical fusion titanium cage using patient-specific data. European Spine Journal. 25 (7), 2239-2246 (2016).
- Gardner, S. J., Kim, J., Chetty, I. J. Modern radiation therapy planning and delivery. Hematology/Oncology Clinics of North America. 33 (6), 947-962 (2019).
- Haglin, J. M., et al.
- Liaw, C. Y., Guvendiren, M. Current and emerging applications of 3D printing in medicine. Biofabrication. 9 (2), 024102 (2017).
- Pugliese, L., et al. The clinical use of 3D printing in surgery. Updates in Surgery. 70 (3), 381-388 (2018).
- Kamalian, S., Lev, M. H., Gupta, R. Handbook of Clinical Neurology. Masdeu, J. C., Gonzalez, R. G. , Elsevier. 3-20 (2016).
- Bücking, T. M., et al. From medical imaging data to 3D printed anatomical models. PLoS One. 12 (5), 0178540 (2017).
- Steinberg, E. L., Segev, E., Drexler, M., Ben-Tov, T., Nimrod, S. Preoperative planning of orthopedic procedures using digitalized software systems. Israel Medical Association Journal. 18 (6), 354-358 (2016).
- Hua, J., Aziz, S., Shum, J. W. Virtual surgical planning in oral and maxillofacial surgery. Oral and Maxillofacial Surgery Clinics of North America. 31 (4), 519-530 (2019).
- Schmauss, D., Haeberle, S., Hagl, C., Sodian, R. Three-dimensional printing in cardiac surgery and interventional cardiology: a single-centre experience. European Journal of Cardiothoracic Surgery. 47 (6), 1044-1052 (2015).
- Smelt, J. L. C., et al. Operative Planning in thoracic surgery: A pilot study comparing imaging techniques and three-dimensional printing. The Annals of Thoracic Surgery. 107 (2), 401-406 (2019).
- Masaeli, R., Zandsalimi, K., Rasoulianboroujeni, M., Tayebi, L. Challenges in three-dimensional printing of bone substitutes. Tissue Engineering Part B: Reviews. 25 (5), 387-397 (2019).
- Rafiee, M., Farahani, R. D., Therriault, D. Multi-material 3D and 4D printing: A survey. Advanced Science. 7 (12), 1902307 (2020).
- Wang, S., et al. Development and testing of an ultrasound-compatible cardiac phantom for interventional procedure simulation using direct three-dimensional printing. 3D Printing and Additive Manufacturing. 7 (6), 269-278 (2020).
- D'Souza, W. D., et al. Tissue mimicking materials for a multi-imaging modality prostate phantom. Medical Physics. 28 (4), 688-700 (2001).
- Tejo-Otero, A., Buj-Corral, I., Fenollosa-Artés, F. 3D printing in medicine for preoperative surgical planning: A review. Annals of Biomedical Engineering. 48 (2), 536-555 (2020).
- Rotman, O. M., et al. Realistic vascular replicator for TAVR procedures. Cardiovascular Engineering and Technology. 9 (3), 339-350 (2018).
- Hussein, N., et al. Hands-on surgical simulation in congenital heart surgery: Literature review and future perspective. Seminars in Thoracic and Cardiovascular Surgery. 32 (1), 98-105 (2020).
- Fedorov, A., et al. 3D slicer as an image computing platform for the quantitative imaging network. Magnetic resonance imaging. 30 (9), 1323-1341 (2012).
- Katsura, M., Sato, J., Akahane, M., Kunimatsu, A., Abe, O. Current and novel techniques for metal artifact reduction at ct: practical guide for radiologists. Radiographics. 38 (2), 450-461 (2018).
- Pépin, A., Daouk, J., Bailly, P., Hapdey, S., Meyer, M. E. Management of respiratory motion in PET/computed tomography: the state of the art. Nuclear Medicine Communications. 35 (2), 113-122 (2014).
- Scott, A. D., Keegan, J., Firmin, D. N.
