ZADÁNÍ BAKALÁŘSKÉ PRÁCE

ZADÁNÍ BAKALÁŘSKÉ PRÁCE Ústav:

Ústav mechaniky těles, mechatroniky a biomechaniky

Student:

Tomáš Vystrk

Studijní program:

Strojírenství

Studijní obor:

Základy strojního inženýrství

Vedoucí práce:

Ing. Petr Marcián, Ph.D.

Akademický rok:

2015/2016

Ředitel ústavu Vám v souladu se zákonem č. 111/1998 o vysokých školách a se Studijním a zkušebním řádem VUT v Brně určuje následující téma bakalářské práce:

Rešeržní studie lebečních implantátů a fixátorů Stručná charakteristika problematiky úkolu: Zranění v oblasti hlavy patří velice často ohrožující pacienta bezprostředně na životě. Ve většině případů je nutné okamžitě provést operativní zákrok. Často jsou nenávratně poškozené části kosti lebeční a je nutné je nahradit vhodnými fixátory a implantáty. Cíle bakalářské práce: 1. Provedení podrobné rešeržní studie související s řešeným tématem. 2. Vytvořit výpočtový model části lebky s defektem v programu ANSYS. 3. Provést řešení a deformačně napěťovou analýzu. Seznam literatury: Ridwan-Pramana, A., Marcián, P., Borák, L., Narra, N., Forouzanfar, T. a Jan Wolff (2015): Structural and mechanical implications of PMMA implant shape and interface geometry in cranioplasty – a finite element study, Journal of Cranio-Maxillofacial Surgery, online 23 říjen 2015, DOI: 10.1016/j.jcms.2015.10.014. Ridwan-Pramana, A., Wolff, J., Raziei, A., Ashton-James, C., Forouzanfar, T. (2015): Porous polyethylene implants in facial reconstruction: Outcome and complications, Journal of Cranio-Maxillofacial Surgery, roč. 43, č. 8, str. 13301334, DOI: 10.1016/j.jcms.2015.06.022

Termín odevzdání bakalářské práce je stanoven časovým plánem akademického roku 2015/16

V Brně, dne

L. S.

----------------------------------------------prof. Ing. Jindřich Petruška, CSc. ředitel ústavu

------------------------------------------------doc. Ing. Jaroslav Katolický, Ph.D. děkan fakulty

ABSTRAKT Lebeční implantáty společně s fixátory slouží k obnově funkčnosti poškozeného místa lebky, u které došlo ke vzniku defektu v důsledku zranění, nebo choroby. Při posuzování vhodnosti implantátu a fixátorů jsou významné jejich mechanické vlastnosti. V tomto ohledu jsou důležitými faktory tvar a materiál, ze kterého jsou implantát a fixátor vyrobeny. Implantát musí být kompatibilní s lidskou tkání a zároveň odolávat dlouhodobému zatížení. Tato práce shrnuje dnešní znalosti týkající se návrhů, výroby a aplikace lebečních implantátů. Dále zahrnuje deformační a napěťovou analýzu zatížené sestavy lebky s nepravidelným defektem, vloženým implantátem a fixačním systémem.

KLÍČOVÁ SLOVA Lebeční implantát, fixátor, deformační a napěťová analýza, aditivní technologie, metoda konečných prvků

ABSTRACT Cranial implants along with fixators are used to restore the function of the damaged area of the human skull, where due to disease or injury the defect was created. When assessing the suitability of the implant and fixators the mechanical properties are significant. With this the material and shape of implant and fixators are related. The implant must be suitable with human bone tissue and also be able to withstand longterm loading. This paper summarizes the present knowledge regarding the design, manufacture and application of cranial implants. Next the stress-strain analysis of the loaded scull with irregular shaped defect, placed implant and fixation system is provided.

KEYWORDS Cranial implant, fixator, stress-strain analysis, additive technology, finite element method

VYSTRK, T. Rešeržní studie lebečních implantátů a fixátorů. Brno: Vysoké učení technické v Brně, Fakulta strojního inženýrství, 2016. 63 s. Vedoucí bakalářské práce Ing. Petr Marcián, Ph.D.

PROHLÁŠENÍ Prohlašuji, že svou bakalářskou práci na téma Rešeržní studie lebečních implantátů a fixátorů jsem vypracoval samostatně pod vedením Ing. Petra Marciána Ph.D. a s použitím odborné literatury a dalších informačních zdrojů, které jsou všechny citovány v práci a uvedeny v seznamu literatury na konci práce. V Brně dne ..............................

.................................... (podpis autora)

PODĚKOVÁNÍ Děkuji vedoucímu bakalářské práce Ing. Petru Marciánovi, Ph.D. za jeho věnovaný čas, odbornou pomoc a další cenné rady při zpracování mé bakalářské práce. Dále bych chtěl touto formou poděkovat mé rodině, která mě ve studiu výrazně podporuje.

OBSAH Seznam obrázků

x

Seznam tabulek

xi

Úvod

1

1

Formulace problému

3

2

Lidská lebka

4

2.1

Mozková část .........................................................................................4

2.2

Obličejová část (Viscerocranium) ...........................................................5

3

Mechanické vlastnosti lebeční kostní tkáně

6

4

Intrakraniální tlak

8

5

Kranioplastika

6

5.1

Fixace .................................................................................................. 12

5.2

Korporace zdravotnické techniky ......................................................... 13

Přístup

Konvenční přístup ................................................................................ 15

6.2

Moderní přístup .................................................................................... 15 STL formát ....................................................................................... 15

Počítačový model implantátu

17

7.1

Zrcadlové zobrazování ......................................................................... 17

7.2

Vyplnění pomocí matematického algoritmu ......................................... 17

7.3

Používané návrhové softwary ............................................................... 18

7.3.1

Geomagic Freeform.......................................................................... 18

7.3.2

MeVisLab ........................................................................................ 19

7.3.3

Materialise Mimics a Materialise 3 – matic....................................... 19

7.4 8

15

6.1 6.2.1 7

12

3D myš................................................................................................. 21

Materiál lebečních implantátů 8.1

22

Autologní kostní štěp............................................................................ 22

viii

9

8.2

Titan .................................................................................................... 22

8.3

PMMA ................................................................................................. 23

8.4

Plasty ................................................................................................... 24

8.5

Keramika ............................................................................................. 25

Výrobní metody

27

9.1

Stereolitografie (SLA) .......................................................................... 28

9.2

Selective laser sintering (SLS) .............................................................. 28

9.3

Fused deposition modeling (FDM) ....................................................... 29

9.4

Electron Beam Melting (EBM) ............................................................. 30

9.5

Tří dimenzionální tisk (3DP) ................................................................ 31

10 Výpočtové modelování 10.1

33

Model geometrie .................................................................................. 33

10.1.1 Tvorba defektu a implantátu ............................................................. 33 10.1.2 Model geometrie fixátorů a šroubů ................................................... 35 10.2

Model materiálu ................................................................................... 37

10.3

Model vazeb a zatížení ......................................................................... 37

10.4

Diskretizace modelu ............................................................................. 38

10.5

Napěťová analýza ................................................................................. 39

10.6

Redukované přetvoření HMH ............................................................... 43

11 Závěr

45

Citace

46

ix

SEZNAM OBRÁZKŮ Obr. 1. Počítačový model soustavy lebky, implantátu, fixátorů a šroubů ................................ 2 Obr. 2. Pohled na lebeční kosti[26 editován]........................................................................... 4 Obr. 3. Pohled na lebku shora [31 editován]. .......................................................................... 5 Obr. 4. Průřez neurokraniální částí lebky[30 editován] .......................................................... 6 Obr. 5. Křivka změny intrakraniálního tlaku v závislosti na změně objemu [33 editován] ....... 9 Obr. 6. Vlny nitrolebního tlaku ............................................................................................. 10 Obr. 7. Vlna respirační a srdečního pulsu [36 editován] ....................................................... 10 Obr. 8. Nízký a vysoký intrakraniální tlak [34 editován] ....................................................... 11 Obr. 9. KLS Martin Group fixátory (vlevo) [22], Aesculap fixátory (vpravo) [60] ................ 12 Obr. 10. Fixační systém INVISx [61 editován] .................................................................... 13 Obr. 11. STL síť .................................................................................................................. 16 Obr. 12. Metoda zrcadlového zobrazování [11] .................................................................... 17 Obr. 13. 3D modelovací zařízení Sensable Phantom Omni [59] ........................................... 18 Obr. 14. Navrhování lebečního implantátu v prostředí softwaru MeVisLab [61] ................... 19 Obr. 15. Segmentovaná anatomická data v softwaru Materialise Mimics [58]....................... 20 Obr. 16. Lebka s defektem v prostředí Materialise 3 matic [60] ............................................ 20 Obr. 17. Titanová mřížka [40] a aditivně vytvořený implantát z titanové litiny [39] .............. 23 Obr. 18. Nanášení PMMA tmelu na titanovou mřížku [41] ................................................... 24 Obr. 19. PEEK implantát [42 editován] ................................................................................ 25 Obr. 20. Schéma stereolitografického 3D tisku [21 editován] ............................................... 28 Obr. 21. Schéma metody selective laser sintering [21 editován] ............................................ 29 Obr. 22. Schéma metody Fused deposition modeling[21 editován] ....................................... 30 Obr. 23. Schéma EBM.......................................................................................................... 31 Obr. 24. Schéma metody 3DP[21 editován] .......................................................................... 32 Obr. 25. Vyplnění defektu .................................................................................................... 34 Obr. 26. Uložení implantátu v řezu ....................................................................................... 34 Obr. 27. (a) Model fixátoru, (b) Fixátor z katalogu KLS Martin[62] ..................................... 35 Obr. 28. (a) Model šroubu, (b) Šroub z katalogu KLS Martin[62] ......................................... 35 Obr. 29. Způsob uložení šroubů a fixátoru ............................................................................ 36 Obr. 30. Sestava lebky a implantátu s rozmístěnými fixátory ................................................ 36

x

Obr. 31. Zatížené (červeně) a vetknuté plochy (modře)......................................................... 38 Obr. 32. Konečnoprvková síť lebky v oblasti defektu (a) a implantátu (b) ............................ 39 Obr. 33. Konečnoprvková síť fixátoru se šroubem (a) a samotného šroubu (b) ..................... 39 Obr. 34. Označení jednotlivých šroubů ................................................................................. 40 Obr. 35. (a) Uložení šroubu II, (b) Redukované HMH napětí šroubu II [MPa] ...................... 40 Obr. 36. Redukované napětí HMH jednotlivých šroubů [MPa] ............................................ 41 Obr. 37. Označení jednotlivých fixátorů ............................................................................... 42 Obr. 38. Redukované napětí HMH jednotlivých fixátorů [MPa] ........................................... 42 Obr. 39. Redukované napětí HMH implantátu [MPa] .......................................................... 43 Obr. 40. HMH přetvoření kostní tkáně [-] v automaticky generovaném měřítku ................... 43 Obr. 41. HMH přetvoření kostní tkáně [-] v měřítku se zvýšenou barevnou citlivostí ........... 44

SEZNAM TABULEK Tabulka 1. Mechanické vlastnosti materiálů ........................................................................ 37 Tabulka 2. Typy vazeb ......................................................................................................... 37 Tabulka 3. Velikosti elementů konečnoprvkové sítě. ............................................................ 38

xi

ÚVOD Jedním ze zásadních problémů, který ovlivňuje velké množství lidí po celém světě je úplné nebo částečné selhání funkce tkáně lebeční kosti v důsledku úrazu nebo choroby. Tato zranění jsou častá například u sportovců, nebo v období válek. Hlavní funkcí lebky je především chránit měkkou mozkovou tkáň, tedy nejdůležitější orgán lidského těla, v případě jejíž poškození dochází k fatálním následkům. Pokud tedy dojde k lebečnímu porušení a ke ztrátě ochranné funkce, je potřeba rekonstrukce defektu, jež se provádí pomocí lebečních implantátů. Pro splnění vysokých požadavků k nahrazení a obnovení poškozeného místa nejen z hlediska funkčního, ale i estetického, je nezbytný vývoj vhodných materiálů a efektivních chirurgických metod. Implantáty, stejně jako jejich další komponenty jako jsou fixátory a šrouby, jejichž bývají implantáty upevněny, mají za úkol nahradit část lebky permanentně. Lebka a tedy i implantovaný materiál jsou namáhány proměnlivým jak externím, tak interním (v podobě nitrolebečního tlaku) zatížením a vystaveny koroznímu prostředí lidského těla. [10] V posledních letech došlo k výraznému pokroku v oblasti lebečních implantátů a to především zavedením takzvaných „patient specific“ implantátů, které jsou vyrobeny na míru pro daného pacienta.[9,10] „Patient specific“ implantáty nahradily dřívější konvenční metodu, kdy byly implantáty modelovány ručně během operace (především Polymethylmethakryláty), což bylo zdlouhavé, docházelo k estetickým nedokonalostem a záleželo především na šikovnosti chirurga.[10,6] Rozvoj technologie otevřel nové možnosti v oblasti výroby a aplikace „pacient specific“ implantátů. Digitální zobrazení struktury, tvaru a zakřivení lebky jednotlivých pacientů se získává nejčastěji pomocí počítačové tomografie (CT).[9] Aditivní technologie, což je moderní výrobní proces umožňující výrobu 3D objektů na základě dat počítačového modelu, je pak používána k vytvoření fyzického modelu lebečního defektu.[9,10] Jeho pomocí je pak předoperačně vytvořen implantát na míru, který kopíruje povrch defektu a pacient nemusí být vystaven riziku intraoperativního modelování. [41,9] Pomocí lebečních implantátů jsou dnes lékaři schopni pacientům navrátit nejen dřívější funkci lebky, ale i vzhled a zlepšit tak kvalitu života.

1

Obr. 1. Počítačový model soustavy lebky, implantátu, fixátorů a šroubů

2

1

FORMULACE PROBLÉMU

Lebeční implantáty se používají k rekonstrukci poškozené části lebeční kosti. Aby bylo zajištěno správné upevnění implantátu, jsou jejich nedílnou součástí fixátory, které jsou uchyceny k okolní kostní tkáni a zamezují tak pohybu protézy. Soustava lebky s implantátem musí být schopna odolávat vnějšímu i vnitřnímu namáhání. Jeho správná funkčnost závisí na více faktorech, z nichž nejdůležitějšími jsou tvar, mechanické vlastnosti a způsob uložení. V dnešní době existuje více druhů fixátorů i samotných implantátů lišící se tvarem či materiálem. Hlavním problémem je funkční vyplnění lebečního defektu. Stanovení mechanických vlastností implantátů se provádí buď experimentálně, nebo pomocí výpočtového modelování. Jelikož experimentální přístup je komplikovaný, mechanické chování soustavy lebky s implantátem bude řešeno pomocí výpočtového modelování a je nutné vyřešit řadu podproblémů.

3

2

LIDSKÁ LEBKA

Lidská lebka má komplexní, multifunkční strukturu a je složena z 28 kostí.[1] Většina těchto kostí je uložena nepohyblivě. Kosti jsou navzájem spojeny vazivem zvaným lebečním švem.[26,28] Dále je lebka rozdělena na dvě části. První je část mozková, neboli neurocranium, která zahrnuje kosti držící a ochraňující mozek. Druhou částí je splanchnocranium (viccerocranium), neboli část obličejová.[26,27] Lebka také obsahuje kanálky a otvory, které umožňují průchod cévám a nervům. [1]

Obr. 2. Pohled na lebeční kosti[26 editován]

2.1 Mozková část Hlavní funkcí mozkové části je chránit mozek a orgány, které kontrolují lidské smysly, tedy oči, uši a oblasti mozku řídící hmat, chuť a čich. [29] Je rozdělena na dvě části, klenbu lební (kost temenní a čelní), která osifikuje ve vazivu a spodinu nebo bázi lebeční (kost týlní, klínová a spánková), osifikující v chrupavce.[28] Neurocranium se skládá z párových a nepárových kostí. Mezi kosti párové patří kost temenní, kost spánková a kost klínová. Nepárovými kostmi jsou kost čelní a kost týlní. [26]

4

2.2 Obličejová část (Viscerocranium) Obličejová část je situována v přední části lebky a formuje tedy tvář a čelist. Je dělena na horní a dolní oddíl. Skládá se z očnice, kde vychází zrakový nerv a jsou zde uloženy oční bulvy, z párové kosti nosní, přepážky nosní, skořepy nosní, kosti lícní, horní čelisti, dolní čelisti a jazylky. [26]

Obr. 3. Pohled na lebku shora [31 editován]

5

3

MECHANICKÉ VLASTNOSTI LEBEČNÍ KOSTNÍ TKÁNĚ

V literatuře existuje mnoho rozdílných záznamů mechanických vlastností lebeční kostní tkáně. To je způsobeno především tvarovými a velikostními rozdíly testovaných vzorků a testovacími parametry, při kterém byly experimenty prováděny. Mezi testovací parametry patří například způsob uchování tkáně před testováním, nebo rychlost a druh zatěžování (tah, tlak, ohyb).[3,2] Mechanické vlastnosti jsou ovlivněny více faktory, z nichž nejvýznamnějším je morfologie, tedy tvar a struktura.[3] Lidská lebka je materiálem biologickým, během života se vyvíjí a mění, a proto bychom rozdílné výsledky dostali při testování u novorozence, mladého člověka, nebo člověka starého. Fetální lebka je tenká, nehomogenní, kompaktní kostní vrstva. S dospíváním se lebka strukturně mění a získává třívrstvou kompozitní strukturu sendvičového charakteru. Na povrchu je tuhá vnější vrstva, jež obklopuje lehkou pórovitou vrstvu vnitřní, která celou sendvičovou strukturu vystužuje a dobře absorbuje energii při namáhání.[3,2] Tato centrální vrstva houbovitého charakteru se nazývá diploe.[26] S touto strukturální změnou se mechanické vlastnosti mění, zvyšuje se modul pružnosti a diploe způsobuje rozšíření lebky, což vede ke zvýšení pevnosti v ohybu.[3]

Obr. 4. Průřez neurokraniální částí lebky[30 editován] Rychlost zatížení hraje významnou roli, co se mechanických vlastností týče. Hodnota modulu pružnosti roste se zvyšující se rychlostí zatížení.[3] Z toho plyne, že lebka se zvětšující rychlostí zatížení vykazuje houževnatější chování. Lebka má proměnlivou tloušťku jak centrálního pórovitého diploe, tak okrajové kostní hmoty. Průměrná hodnota lebeční tloušťky se pohybuje zhruba okolo 6mm. Procento kostního

6

objemu, což je procentuální zastoupení pevné nepórovité kostní hmoty, je vlivným faktorem na modul pružnosti a ohybové napětí. Mechanické vlastnosti se tedy liší v různých částech lebky. Například lebeční kost čelní má větší tloušťku a větší procento kostního objemu, a proto je potřebná síla i absorbovaná energie do porušení větší, než u kosti temenní.[3]

7

4

INTRAKRANIÁLNÍ TLAK

Při rekonstrukci lebečního defektu se musí brát v potaz zatížení z vnitřní strany lebky. Intrakraniální, nebo také nitrolební tlak, je tlak uvnitř dutiny lební. Dutina lební má svůj objem vyplněn mozkomíšním mokem, krví a mozkem, který je tvořen mozkovou tkání.[32] Nitrolební tlak závisí na objemovém podílu těchto tří složek na celkovém objemu dutiny lební. Všechny tyto interní složky jsou nestlačitelné a jejich součet je konstantní. Jakákoli změna v zastoupení objemu jedné z nich se projeví kompenzací složky jiné tak, aby byl celkový objem zachován. [32,4] Takzvaná Monroova-Kellieho hypotéza říká, že celkový objem nitrolební dutiny se pohybuje okolo 1700 ml, z toho zhruba 80% zaujímá mozková tkáň, 10% je tvořeno krví protékající mozkovými cévami a zbylých 10% mozkomíšním mokem. [4] Velikost celkového nitrolebního tlaku je dána součtem tlaků vytvářených třemi výše zmíněnými komponentami (popřípadě jinou přítomnou složkou), přičemž hodnoty jejich objemů jsou poměrně nestabilní a nepravidelně se mění. Z toho plyne, že nitrolební tlak má dynamický charakter.[32] Průběh změny intrakraniálního tlaku v závislosti na změně objemu popisuje obrázek 5, kde IKT značí intrakraniální tlak a ΔV objemovou změnu. Pokud dojde k objemovému nárůstu některé ze složek, nejprve se z dutiny lební pro kompenzaci přesouvá venózní krev nebo mozkomíšní mok. Vyrovnávací schopnosti jsou však omezené. Objemová expanze do 30 cm3 bývá obvykle úspěšně kompenzována a nemá výrazný dopad na změnu tlaku (oblast I v obrázku 5). Pokud nadále dochází k nárůstu objemu a kompenzační mechanismy už jsou vyčerpány, další přesun krve ani mozkomíšního moku již není možný a dochází k rapidnímu nárůstu nitrolebního tlaku (oblast II v obrázku 5). V takovémto případě i malý nárůst objemu způsobuje velkou tlakovou změnu.[32,4,33] S pokračující expanzí tlak neustále vzrůstá až do okamžiku dosažení hodnoty srovnatelné s tlakem cerebrálních tepen, která se obvykle pohybuje mezi 50 – 60 mm Hg. V tomto bodě cerebrální tepny začnou kolabovat, průtok krve se zastaví a růst nitrolebního tlaku je tak přerušen (oblast III v obrázku 5).[33]

8

Obr. 5. Křivka změny intrakraniálního tlaku (IKT) v závislosti na změně objemu [33 editován] Zvýšený nitrolební tlak se nazývá nitrolební hypertenze. Ta má negativní dopad na průtok krve, neboli perfuzi, a může zapříčinit vznik herniací mozkové tkáně.[4] Intrakraniální tlak je u dětí a dospělých rozdílný. Záleží na poloze, ve které se člověk nachází, a na zdravotním stavu jednotlivce. Jeho hodnota se obvykle vztahuje k atmosférickému tlaku a bývá vyjádřena v milimetrech rtuťového sloupce (mm Hg).[33] Normální hodnota u dospělého člověka vleže se pohybuje v rozmezí 7 – 15 mm Hg (0,9 - 2 kPa). Pokud je člověk ve stoje v poloze vzpřímené, může tlak klesnout pod hodnotu tlaku atmosférického, což je 29,92 mm Hg (3,99 kPa). U dětí je tlak o poznání nižší než u dospělého jedince a to cca 3 – 7 mm Hg (0,3 – 0,9 kPa).[4] Jestliže jsou dlouhodobé hodnoty nitrolebního tlaku vyšší než 20 mm Hg, považujeme je za patologické. Příčinami zvýšeného intrakraniálního tlaku bývá například krvácení, mrtvice, nádor, hematom nebo hydrocefalus. Po úrazu hlavy má tedy nitrolební tlak tendenci narůstat.[4] Dynamický charakter nitrolebního tlaku má souvislost jak se srdečním, tak s dýchacím cyklem. Ty se projevují ve formách vln, které jsou zobrazeny na obrázku 7. Srdeční cyklus způsobuje vlny s menší amplitudou, obvykle v rozmezí 1 – 4 mm Hg, které mají frekvenci srdečního pulsu. Tato vlna je charakterizována třemi vrcholy na obrázku 6. První je spojen s arteriálním pulsem, který vytváří vlnu nárazovou. Druhý vrchol, který reprezentuje takzvanou přílivovou vlnu, je důsledkem reakce nitrolebečního prostoru na náhlý nárůst tlaku. Pokud je amplituda způsobená přílivovou

9

vlnou větší, než amplituda vlny nárazové, znamená to, že vnitřek dutiny lebeční není schopen kompenzovat objemový přítok a dochází k tlakovému nárůstu. Třetí vrchol souvisí s uzavřením aortální chlopně.

P1 – amplituda nárazové vlny P2 – amplituda přílivové vlny P3 – vliv uzavření aortální chlopně

Obr. 6. (a) Vlny nitrolebního tlaku způsobené srdečním cyklem při normálním nitrolebním tlaku, (b) Vlny nitrolebního tlaku způsobené srdečním cyklem při kritickém nitrolebním tlaku Amplituda s větší periodou na obrázku 7 má hodnoty v rozpětí 2 – 10 mm Hg, a je způsobena cyklem respiračním.[34] Frekvence i amplitudy obou cyklů se mění s fyzickým a psychickým stavem pacienta.

Obr. 7. Vlna respirační a srdečního pulsu [36 editován]

10

Monitorování nitrolebního tlaku nám může pomoci zjistit aktuální zdravotní stav pacienta. Pro diagnostikování nitrolebního tlaku se obvykle zavádí takzvané intrakraniální katétry. Nejprve je navrtána lebeční kost, poté provedena punkce tvrdé pleny mozkové a následně zaveden katétr.[4] Na obrázku 8 je porovnání normálního a zvýšeného nitrolebního tlaku. Spodní graf je charakteristický pro člověka po úrazu hlavy.

Obr. 8. (a) Nízký, stabilní intrakraniální tlak, (b) Vysoký, stabilní intrakraniální tlak [34 editován]

11

5

KRANIOPLASTIKA

Kranioplastika je chirurgický zákrok, jehož cílem je opravit lebeční defekt. Rekonstrukce je nutná z důvodu ochrany vnitřního obsahu dutiny lební, ale také z důvodu kosmetického. Kranioplastika poskytuje pacientům s defektem psychologickou úlevu a zlepšuje sociální zapojení do života.[37,38] Kořeny kranioplastických operací mají dávnou historii. První pokusy se datují už 7000 let před naším letopočtem. Existuje množství používaných technik a materiálů, které jsou stále ve vývoji. [37] Základním principem je vložení implantátu daného tvaru a materiálu na poškozené místo a jeho upevnění, kterého je většinou dosaženo pomocí fixátorů a šroubů.

5.1 Fixace Fixační systém se během let značně obměnil. Dřívější metoda upevňování implantátů byla založena na principu drátěných opor kolem hlavy, které byly většinou vytvářeny z nerezové oceli. Tento systém však dostatečně nesplňoval náročné požadavky především z důvodů estetických. Fixace nebyla dostatečně silná a docházelo k případům, kdy se implantát posunul pod úroveň lebky, čímž na jejím povrchu vznikla propadlina. [25,65] Hlavními požadavky kladenými na fixační systémy jsou dobrá biokompatibilita, nepohyblivé upevnění implantátu, přijatelný estetický výsledek, kompatibilita s CT a MRI, lehká aplikovatelnost, nahraditelnost a přijatelná cena. [68] V dnešní době se k upevnění implantátů používají nejčastěji titanové pláty (destičky) a šrouby, umožňující velmi dobré ukotvení a rezistenci vůči dislokacím. Titan se používá díky svým dobrým mechanickým vlastnostem a biokompatibilitě. [65] Jiné materiály, jako například slitiny na bázi kobaltu, nejsou oproti titanu zdaleka tak vhodné. Mají horší mechanické vlastnosti a dochází k uvolnění prvků v důsledku koroze. Tyto prvky se tělo snaží vytěsnit a s tím je spojena horší biokompatibilita materiálu. [68] Na obrázku 10 jsou zobrazeny varianty fixátorů firmy KLS Martin Group a Aesculap.

Obr. 9. KLS Martin Group fixátory (vlevo)[22], Aesculap fixátory (vpravo)[60]

12

Tvar, počet a velikost jak fixátorů, tak šroubů, se určuje empiricky. Běžně se k upevnění používají fixátory 3, avšak u implantátů větších rozměrů může být počet větší. Ohled se musí brát také na délku šroubů, aby nedošlo k nežádoucímu narušení lebeční kosti. Během aplikace lze pomocí tvarovacích kleští tvar fixátorů upravit tak, aby lépe kopíroval povrch lebky a implantátu. [68]

5.2 Korporace zdravotnické techniky S kranioplastikou je úzce spojena výroba kvalitních chirurgických nástrojů a zdravotnické techniky. Moderní lékařské instrumenty a přístroje jsou dnes vyvíjeny a dodávány různými společnostmi. Německá firma MARTIN MEDIZIN – TECHNIK (KLS Martin Group) se řadí k předním evropským vývojářům, výrobcům a dodavatelům medicínské techniky. V oblasti lebeční chirurgie je předním výrobcem mřížek, šroubů, fixátorů, distraktorů a lebečních patient specific implantátů. [57] Největší světovou korporací vyvíjející a dodávající zdravotnické nástroje a techniku je společnost Medtronic. Ta v oblasti kranioplastiky nabízí své inovační přístupy, jako je například bezšroubový fixační systém INVISx, který umožňuje rychlé upevnění při kraniotomii. [58]

Obr. 10. Fixační systém INVISx [61 editován]

13

Dalším globálním výrobcem zdravotnických produktů je společnost B. Braun Medical, která zásobuje trh lékařskými materiály, přístroji a technologiemi. Aesculap je divizí této společnosti zaměřená na produkty chirurgie od samotných implantátů, po výbavu operačních sálů. [59]

14

6

PŘÍSTUP

V posledních desetiletích byl v kranioplastice zaznamenán velký pokrok co se týče nových materiálů, struktury, metod fixace a výroby. [9] V oblasti lebeční rekonstrukce rozlišujeme dva přístupy. Starší, konvenční přístup, a moderní, takzvaný patient specific přístup, který dnes konvenční metodu nahrazuje. [10]

6.1

Konvenční přístup

Konvenční přístup je založen na otevřené, za studena tuhnoucí technice modelování, kdy je implantát tvarován ručně během operace přímo v místě defektu. Hlavním problémem je získání bližších informací o poškozeném místě přes pokožku hlavy. Protože se implantát modeluje intraoperativně, je celková doba operace značně prodloužena. Dalším negativním faktorem konvenční metody je skutečnost, že při tuhnutí materiálu vzniká nebezpečí poškození tkáně v důsledku exotermické reakce. Konvenční metoda je závislá především na zkušenostech a manuálních schopnostech chirurga. [10]

6.2 Moderní přístup Vznik patient specific implantátů je jedním ze zásadních zlomů ve vývoji kranioplastiky. Tento moderní přístup je založen na předoperačním vytvoření implantátu na míru danému pacientovi. [10] Proces pro vytváření patient specific implantátů je rozdělen na 3 části - získání dat, zpracování obrazu a výroba modelu, přičemž každý z těchto procesů je zdrojem potenciálních geometrických nepřesností a odchylek.[12] Pro získání obrazu třídimenzionální anatomické struktury je dnes díky dobrému prostorovému rozlišení nejčastěji používáno zobrazování pomocí počítačové tomografie. Tato data jsou v souborovém formátu DICOM, který je potřeba převést do formátu STL. Ke konvertaci do formátu STL je zapotřebí procesu obrazové segmentace, kde jsou data, jež nejsou středem zájmu vyloučena, je dosaženo třídimenzionálního vykreslení s vysokým rozlišením a získán virtuální 3D STL model.[12,10] Segmentace dat se dá vykonávat automaticky, poloautomaticky, nebo manuálně. Při manuálním členění roste potencionální riziko chyby, avšak u anatomicky složitých částí je často vyžadováno.[12] Segmentace je založena na principu prahové hodnoty, kdy je brán ohled na hustotu tkáně. Na konci tohoto procesu jsou voxely se stejnou a vyšší hodnotou než je hodnota prahová ponechány, zatímco ostatní jsou vymazány. [10] STL soubor pak může být zpracován v CAD (návrh pomocí počítače) nebo CAM (počítačově podporovaná výroba) softwaru. [12]

6.2.1 STL formát Formát STL slouží k ukládání počítačových 3D těles a je využíván v oblastech aditivních technologií a CAM systémů. Tento formát používá k uložení dat trojrozměrného tělesa triangulaci, kdy je každá plocha tvořena konečným počtem trojúhelníků a celé těleso je tak definováno trojúhelníkovou sítí (Obr. 11).[52] K popisu jednotlivých trojúhelníků je použito 12 čísel. 9 čísel definuje vrcholy trojúhelníku

15

v prostoru. Zbylá 3 čísla pak určují normálu udávající stranu, na které se nachází objem. [51] Dnes již existuje mnoho CAD softwarů, které jsou schopny pracovat s STL formátem. Mezi takové patří například Clara.io, což je volně přístupný bezplatný online software umožňující modelování 3D objektů, stejně tak jako import a export STL souborů. Dalšími softwary schopnými číst a vytvářet STL soubory jsou například AutoDesk Inventor, SolidWorks, FreeCAD, MeshLab, GOM inspect, Meshmixer, Rhinoceros a další. Při ukládání STL souboru hraje důležitou roli nastavení, kdy velikost trojúhelníků definujících povrch udává rozlišení tělesa. Přesnost výsledného produktu je pak závislá na přesnosti výrobní metody. Pro dosažení hladkého povrchu s dobrou přesností je tedy při převádění do STL formátu zapotřebí jemné trojúhelníkové sítě.[52] Obrázek 11 popisuje v SolidWorksu vytvořený STL model.

Obr. 11. (a) Původní vymodelované těleso, (b) těleso převedeno do STL formátu s hrubou sítí, (c) Těleso převedeno do STL formátu s jemnou sítí

16

7

POČÍTAČOVÝ MODEL IMPLANTÁTU

Dalším krokem je vytvoření počítačového modelu implantátu tak, aby vhodně vyplnil defekt. Nejlepší možností je použití dat z CT neporušené lebky, která nám poskytují informace o jejím povrchu. K dispozici je však většinou pouze CT lebky porušené. K vytvoření počítačového modelu se v těchto případech dá použít metoda zrcadlového zobrazování neporušené strany, velikostně a tvarově shodujících se dat, nebo počítačový algoritmus. [11]

7.1 Zrcadlové zobrazování Princip této metody je založen na zrcadlení nepoškozené části lebky. Obrázek 12 ukazuje postup řešení. Po vytvoření zrcadlové roviny (b) je nepoškozená část lebky podle této roviny zrcadlena do defektu (c), který je tak vyplněn (d). Poté jsou od sebe zrcadlená část vyplňující defekt a původní model odděleny, čímž vznikne návrh implantátu (e). Poté lze implantát vyrobit a vložit do defektu. (f) [11]

Obr. 12. Metoda zrcadlového zobrazování[11]

7.2 Vyplnění pomocí matematického algoritmu Použití této metody je rychlé a levné, přičemž výsledkem je dobrá anatomická přesnost implantátu. Při tomto postupu je nejprve z dat pořízených CT vytvořen 3D počítačový model a v softwaru pracujícím s 3D objekty manuálně vybrány a vymazány okraje defektu. Následně je pro vyplnění defektu aplikován onen matematický

17

algoritmus použitím funkce křivkově založeného vyplňování. Funkce využívá tečen k povrchu okraje defektu, a vytváří tak povrch, který je tomu původnímu velice podobný. Tento povrch lze pak případně manuálně upravit. Poté jsou vyznačeny okraje vzniklého vyplnění, původní model lebky je odseparován a vymazán. Dále je upravena tloušťka a vzniklý počítačový model implantátu může být vytvořen pomocí aditivní metody. Tento způsob lze použít pro malé i velké defekty a to i v případě, že protínají lebeční rovinu souměrnosti. [11]

7.3 Používané návrhové softwary V dnešní době počítačových technologií se rozvíjí stále více počítačových softwarů, jež umožňují vytváření a upravování virtuálních 3D modelů. Tyto softwary jsou stále zdokonalovány a jejich možnosti použití se rozšiřují. Mezi softwary, které jsou používány pro navrhování lebečních implantátů, patří například Geomagic Freeform, MeVisLab nebo Materialise 3 – matic.

7.3.1 Geomagic Freeform Geomagic Freeform je software navržen k vytváření, úpravě a vizualizaci komplexních 3D modelů, jež lze následně vyrobit metodou rapid prototypingu. Vyplnění defektu lze provést jak manuálně, tak automaticky pomocí matematického algoritmu. K modelování lze použít standardní počítačovou myš, nebo speciální hmatové zařízení řady Sensable Phantom, známé také pod názvem Geomagic Touch. Geomagic Freeform umožňuje vytvoření modelu lebečního implantátu a jeho následný výstup pro aditivní výrobu.[53] Haptická zařízení Sensable Phantom vytvářejí zpětnou vazbu v podobě odporu, simulující skutečný kontakt s virtuálním tělesem. K manipulaci s virtuálním modelem slouží uživateli speciální tužka se dvěma tlačítky, jež je uchycena na pohyblivém rameni. Přístroj má šest stupňů volnosti, čímž umožňuje pohyb ve všech směrech souřadného systému. Do řady Sensible Phantom spadají zařízení Sensable Phantom Omni, Sensable Phantom Desktop a Sensable Phantom Premium.[53,59]

Obr. 13. 3D modelovací zařízení Sensable Phantom Omni[59]

18

7.3.2 MeVisLab MeVisLab je výzkumný software napsaný v C++ a Pythonu, který je zaměřen na lékařské zpracování obrazu.[55] Zahrnuje širokou škálu nastavení pro zpracování obrazu a vizualizaci, přičemž umožňuje rychlou integraci a testování nových algoritmů. Používá se k vytváření a vývoji klinicky aplikovatelných prototypů.[54,55] Vytváření a aplikace algoritmů jsou založeny na způsobu propojování funkčních jednotek, takzvaných modulů, kdy každý modul reprezentuje algoritmus nebo metodu vizualizace. Plánování implantátu v MeVisLab je poloautomatické. U jednotlivých modulů jsou manuálně vkládány parametry daných algoritmů, jež jsou následně automaticky vykonány. Ukázka sítě modulů je na obrázku 14.[54]

Obr. 14. Navrhování lebečního implantátu v prostředí softwaru MeVisLab [61]

7.3.3 Materialise Mimics a Materialise 3 – matic Tyto 2 softwary jsou produktem společnosti Materialise NV, jež byla založena roku 1990 s hlavním sídlem v Belgii, přičemž dnes je již rozšířena do mnoha zemí po celém světě. Společnost je zaměřena na výrobu pomocí aditivních technologií a na procesy s ní spojené, jako jsou vizualizace 3D objektů a návrhy prototypů. Materialise Mimics byl vyvinut pro zpracování obrazu v oblasti lékařství. Používá se k segmentaci dat získaných počítačovou tomografií nebo magnetickou rezonancí, díky které je získán 3D model pacientovy anatomie s dobrou přesností. Takovýto obraz lidské anatomie, získáný prostřednictvím Materialise Mimics, je na obrázku 15.

19

Obr. 15. Segmentovaná anatomická data v softwaru Materialise Mimics[58] Pro další práci se segmentovanými daty lze použít samotný Materialise Mimics, nebo Materialise 3 matic, což je software umožňující upravovat a vytvářet 3D počítačové modely přímo v STL formátu. Používá se pro 3D měření, navrhování součástí včetně lebečních implantátů a přípravu sítě pro metodu konečných prvků. [56,58]

Obr. 16. Lebka s defektem v prostředí Materialise 3 matic[60]

20

7.4 3D myš Pro urychlení a zjednodušení práce při navrhování a modelování prostorových součástí v CAD softwarech lze využít 3D myš. Tato speciální myš zvaná SpaceMouse, je produktem společnosti 3D connexion, jehož cílem je zjednodušení prostorové orientace a manipulace při práci s počítačovými modely. Základním ovládacím prvkem je kolečko s šesti stupni volnosti, jež je velmi citlivé a umožňuje jemnou intuitivní manipulaci s daným objektem, jako je zoom, rotace a posuv ve všech směrech. Další tlačítka myši slouží k ukládání různých pohledů a příkazů. Používá se zároveň s běžnou myší, protože její funkci zcela nenahrazuje. SpaceMouse je kompatibilní s většinou softwarových aplikací používaných k navrhování 3D objektů a její použití není tedy v tomto ohledu příliš omezeno. [16]

21

8

MATERIÁL LEBEČNÍCH IMPLANTÁTŮ

Ke správnému nahrazení funkčnosti lebečního defektu je velmi důležitým faktorem použití vhodného materiálu, ze kterého je implantát vyroben. S vývojem se aplikované materiály neustále zdokonalují a dnes se jich používá více.[6,8,7] Zájem o vývoj nových metod a materiálů značně vzrostl ke konci 19. století, kdy se díky rozvoji v oblasti anestezie a antiseptik stala kranioplastika bezpečnější a žádanější. Mezi dříve často používané materiály patřily kovy. Dnes jediným používaným kovem je titan, který však zůstává jednou z nejvhodnějších variant. Za první světové války byly používány implantáty ze zlata a stříbra, avšak především kvůli jejich vysoké ceně se začaly používat alternativy jiné. Stříbro bylo navíc příliš měkké, aby poskytlo adekvátní ochranu a z důvodu oxidace docházelo k odbarvování kůže. [8] Počátkem 20. století byly testovány také platina, která je však příliš drahá, olovo, jež se ukázalo být nadmíru toxické a hliník, při jehož použití docházelo k častým infekcím a problémům s epilepsií.[8] Rozhodujícími faktory při volbě materiálu jsou především jednoduchá zpracovatelnost a aplikace na poškozené místo, náklady, dostupnost a osseointegrace, což je schopnost implantovaného materiálu asimilovat se v organickém prostředí.[8,10] Implantáty mohou selhat z více důvodů. Na materiál působí proměnlivé interní (způsobené nitrolebečním tlakem) a externí zatěžování, což může vést k únavě a mechanickému poškození. S korozním prostředím lidského těla se objevuje další problém, jímž je chemická degradace materiálu, kdy dochází k narušení jeho celistvosti. V takovémto případě existuje riziko odlamování mikročástic materiálu, které pak mohou způsobit infekci, nebo se pomocí krevního oběhu dostat do jiných částí těla a mít negativní účinky.[10] Mezi nejčastěji dnes používané materiály k výrobě lebečních implantátů patří slitiny titanu, polyetheretherketony (PEEK), polymethylmethacryláty (PMMA) a autologní kostní štěpy.[8,5,6]

8.1 Autologní kostní štěp Použití autologních kostních štěpů je stále nejčastěji preferovanou metodou, kdy je k rekonstrukci použita tkáň z jiné části těla pacienta. Její výhodou je poměrně dobrá odolnost vůči infekci a snadné začlenění do kosti, tedy fakt, že tělo tyto štěpy přijímá a nedochází k vytlačování. Aplikace je však limitována problémy s dislokací, nepředvídatelnou resorpcí nebo možnostmi místa odběru autologní kosti a není tedy ve všech případech použitelná. [8,5,6]

8.2 Titan Titan je jediný z kovů, který se v dnešní době k rekonstrukci používá. Součástí kranioplastiky se stal roku 1965 a dnes je pro výroby implantátů jednou z nejčastějších materiálových voleb. Používá se k upevnění kostí a nahrazení jejich funkcí v mnoha částech těla. [8] Titan lze použít buď samostatně, nebo jeho mřížku jako podporu pro materiály jiné.

22

Titan a jeho slitiny se vyznačují velmi dobrou biokompatibilitou, což minimalizuje riziko alergických reakcí, má dobrou mechanickou pevnost, nemagnetické vlastnosti, nízkou hmotnost, je radiolucentní, oproti ostatním kovům cenově dostupnější a výskyt infekcí je při jeho užití minimální. [8,10] Díky své vysoké korozivzdornosti, kterou mu dodává ochranný povlak oxidu titaničitého TiO2, dokáže odolat nepříznivým podmínkám lidského těla.[10] Přestože je tvrdý, dá se tvarovat i během operace.[8] Z důvodu vysoké reaktivity v přítomnosti kyslíku musí být odlévání prováděno ve vakuu. [10] Titan se vyskytuje ve dvou fázích s rozdílným krystalovým rozložením. První fází je alfa, která má hexagonální těsně uspořádanou mřížkou. Druhým typem je fáze beta s mřížkou kubickou, prostorově středěnou. Množství a stabilita těchto fází je závislá na teplotě. Alfa fáze čistého titanu je stabilní při pokojové teplotě. K modifikaci teploty, při které dochází k přechodům a stabilizaci jednotlivých fází slouží legující prvky. Alfa fáze je stabilizována za vyšších teplot pomocí alfa stabilizátorů, jakými jsou například hliník, cín nebo zirkon. Jako beta stabilizátory slouží vanad, niob, molybden, chrom, magnézium a železo.[10] Existují tři strukturální typy titanových slitin. Slitiny alfa, alfa-beta a beta. Nejčastěji používanou titanovou slitinou v oblasti lebečních implantátů je Ti6 Al4V, jež má alfa-beta strukturu. [10]

Obr. 17. (vlevo) Titanová mřížka [40], (vpravo) Aditivně vytvořený implantát z titanové slitiny [39]

8.3 PMMA Polymethylmethakryláty (PMMA), nebo také kostní tmely, jsou při nemožnosti použití autologních kostních štěpů častou materiálovou volbou. [7] Poprvé byl methylmethakrylát jako implantát použit roku 1940. Ukázalo se, že v porovnání s kovy má lepší vlastnosti co se týče tvarovatelnosti a radiolucence. Navíc je levnější, lehčí a tepelně nevodivý. PMMA se dají modelovat manuálně během

23

operace, což však bývá zdlouhavé a dochází ke kosmetickým nedokonalostem. Tento problém je dnes řešen pomocí moderních výrobních technologií, umožňujících intraoperační výrobu s dobrou přesností.[6] PMMA jsou relativně křehké, s čímž souvisí riziko vzniku lomu. Proto je jako jejich podpora často užívána titanová mřížka. Použití PMMA se značně rozšířilo během druhé světové války. [8] Materiál se připravuje těsně před aplikací smícháním polymeru ve formě prášku s tekutým monomerem (methylakrylátem) a benzoylperoxidem, který slouží jako urychlovač. Po smíchání dochází k exotermické reakci zvané polymerizace, kdy vzniká pevný polymer. [7] Nejprve se čeká, až materiál dosáhne tužší a tvarovatelné konzistence. Poté je protéza modelována přímo v místě defektu. Během aplikace se vyskytuje nebezpečí tepelného poškození tvrdé pleny mozkové a nervové tkáně. Pro minimalizaci tohoto rizika bývá mezi tkáň a PMMA naneseno rozhraní ve formě gelové pěny a implantát je během tvrdnutí neustále ochlazován studeným fyziologickým roztokem.[7] Snaha zabránit přímému styku s tkání během operace je také proto, že monomer methylmerakrylát je vysoce cytotoxický a silným tukovým rozpouštědlem, což může způsobit nervové poškození. Při používání PMMA dochází v některých případech také k alergické reakci.[7] Čisté PMMA protézy mají poměrně špatné osseointegrační vlastnosti. Z tohoto důvodu vznikl materiál v literatuře značený SPFR-PMMA. Ten je tvořen PMMA jádrem, které je na povrchu obaleno pórovitou vláknitou vrstvou bioaktivního skla zvyšující biokompatibilitu. SPFR-PMMA sice zhoršuje mechanické vlastnosti, ale umožňuje kostní vrůstání.[9]

Obr. 18. Nanášení PMMA tmelu na titanovou mřížku [41]

8.4 PEEK Časté využití v kranioplastice mají také plasty, jako jsou polyetheretherketony (PEEK) a pórovité polyethyleny. Použití polyethylenů nebylo příliš rozšířené a pro svou měkkost bylo aplikovatelné pouze na menší defekty. S vyvinutím jejich pórovité formy, která v pórech umožňuje prorůstání měkkých tkání a usazování kolagenu, jejich využití značně vzrostlo. [8] Pórovitý polyethylen je biokompatibilní, odolný, lehce tvarovatelný materiál. [5]

24

Polyetheretherketony byly původně využívány při operacích páteře, nebo jako kyčelní náhražky. [8] PEEK je semi-krystalický polymer skládající se z fáze amorfní a krystalické. Mechanické vlastnosti jsou ovlivněny stupněm krystalinity.[15] Vyznačuje se pevností a elasticitou srovnatelnou s kortikální kostí, radiolucencí, houževnatostí a dobrou biokompatibilitou.[8,15] Odolnost vůči vysoké teplotě a gama záření umožňuje vícenásobnou sterilizaci a jeho znovupoužití, dojde-li například k selhání z důvodu infekce.[8,14] Mechanické vlastnosti PEEK jsou stabilní až do teploty 240°C. Mezi další výhody patří, že se u jeho aplikace nevyskytují alergické reakce, a pokud je to třeba, lze jej jednoduše tvarově modifikovat během operace.[8,14] Dnes se PEEK protézy vyrábějí za pomoci CT skenování a fabrikačních metod předoperačně na míru. [8]

Obr. 19. PEEK implantát [42 editován]

8.5 Keramika Kalcium fosfáty byly základem ve vývoji nových metod aloplastiky. Použití kompozitu vápníku a fosfátu bylo původně zamýšleno k urychlení kostního růstu. Ve 20. století se začaly používat ve formách fosforečnanu vápenatého a hydroxyapatitu. Fosforečnan vápenatý dokáže stimulovat kostní růst, avšak napříč své výborné biokompatibilitě má špatné mechanické vlastnosti a dochází k jeho rychlému vstřebání.[8] Hydroxyapatit je formou kalcium fosfátů, která se přirozeně vyskytuje v kostech a zubech. Je křehký a těžce tvarovatelný, avšak v 80. letech bylo zjištěno, že při jeho smíchání s vodou je samotvrdnoucí za pokojové teploty, což umožňuje jeho jednoduché modelování a případné tvarování během operace.[8] Vyznačuje se především výbornou kompatibilitou s živou tkání a osteokonduktivitou, což je podpora vrůstání okolních kostních buněk. Jeho vlastnosti jsou velmi podobné vlastnostem samotné kosti. Proto jej okolní kost vnímá jako vlastní součást a přijímá jej bez imunologických reakcí.[8,17] Z důvodu jeho vysoké pórovitosti dosahující až 70% je

25

buňkám a krvi okolní kosti umožněn snadný průchod implantátem.[17] Díky skvělé osseointegraci, tedy funkčnímu a strukturálnímu propojení s živou kostí, dochází po určitém čase u hydroxyapatických materiálů ke splynutí hranice mezi implantátem a kostí, což je pozorovatelné na rentgenových snímcích. Implantát je tak dokonce schopný samovolné regenerace v případě poškození.[17] Využití hydroxyapatitů v kranioplastice se jeví jako jedna z nejslibnějších metod, limitací jsou však především vysoké náklady.

26

9

VÝROBNÍ METODY

S vývojem kranioplastiky jsou kladeny stále větší nároky na výrobu. K efektivní výrobě s dobrou přesností dnešních implantátů, vytvářených na míru, je zapotřebí nových výrobních technologií. Běžným metodám - jako je obrábění, odlévání, kování nebo prášková metalurgie nabízí vhodnou alternativu splňující dnešní náročné požadavky aditivní výrobní technologie.[9,10] Aditivní technologie zvána také rapid prototiping, je moderní výrobní proces založený na principu skládání vrstev, který umožňuje výrobu 3D objektů na základě dat získaných z počítačového modelu.[9,10] Díky vytvoření fyzických modelů, ztvárňujících pacientovu anatomii, jsou dnes vykonávána chirurgická plánování a simulování, což značně snižuje čas a potenciální rizika operace.[10] V porovnání se soustružením nebo frézováním, je materiál po jednotlivých vrstvách ukládán pouze tam, kde je třeba a je tak dosaženo tvarově složitých součástí.[9] Proces výroby začíná u 3D počítačového modelu součásti, který je elektronicky rozložen na velké množství vrstev. V každé z těchto vrstev se vyskytuje 2D obraz odpovídajícího průřezu, definující, kam má být přidán materiál. Materiál je na sebe postupně po jednotlivých vrstvách přidáván a složením těchto 2D vrstev získáme fyzický 3D model součásti.[10] Dnes existuje více než 20 druhů metod aditivní výroby. Tyto systémy jsou děleny podle počátečního stavu materiálu, který může být pevný, kapalný nebo práškový. Mezi nejpoužívanější aditivní výrobní technologie se řadí stereolitografie (SLA), selective laser sintering (selektivní laserové spékání - SLS), direct metal laser sintering (přímé kovové laserové spékání – DMLS), selective laser melting (selektivní laserové tavení – SLM), fused deposition modeling (FDM), 3D tisk (3DP) a electron beam melting (tavení elektronovým paprskem EBM). [10]

27

9.1 Stereolitografie (SLA) Stereolitografie je formou aditivní výroby nebo 3D tisku, kdy je součást zkonstruována po jednotlivých vrstvách odspodu navrch v nádobě s tekutým polymerem. Ultrafialový laserový paprsek je vyzařován na místa definovaná počítačovými daty STL modelu a způsobuje tak tvrdnutí fotopolymerické pryskyřice.[46] Po vytvoření každé vrstvy se platforma posune dolů o tloušťku vrstvy další a tak je postupně vystavěn celý model.[46] Tloušťka vrstev se obvykle pohybuje mezi 0,05 a 0,15 mm.[46,49] U výroby složitějších komponent s vyskytujícími se převisy nebo dutinami se používají pomocné podpory, které jsou po výrobě manuálně odstraněny. [46] Touto metodou lze s výbornou přesností poměrně rychle vytvořit modely velkých rozměrů a dobrých fyzikálních vlastností.[46,50] Nevýhodou je požadovaná úprava povrchu po dokončení a následné sušení. [49]

Obr. 20. Schéma stereolitografického 3D tisku [21 editován]

9.2 Selective laser sintering (SLS) Tato metoda se vyznačuje velkou škálou materiálů, které mohou být k výrobě prototypů použity. Je schopna pracovat s biokompatibilními termoplasty a kovovými slitinami vhodnými pro výrobu implantátů. [9] Základní materiál je ve formě prášku s velikostí částic v rozmezí 20 až 100μm.[49] Pomocí výkonného CO2 laseru jsou k sobě částečky materiálu selektivně spékány na základě dat z počítačového modelu, jež je rozdělen na množství 2D vrstev.[9] Laser skenuje povrch nádoby s práškem a po dokončení dané vrstvy je základní platforma s vyráběnou součástí posunuta o tloušťku vrstvy dolů. Okolní nespečený prášek slouží jako podpora.[49] Navrch je pak pomocí

28

speciálního válečkového mechanismu nanesena další vrstva prášku a proces je takto opakován, dokud nedojde k vytvoření výsledné součásti.[9,49] Výhodou této metody je dosažení vysoké pevnosti. Její provoz je však energeticky náročný a v porovnání s jinými metodami dosahuje nižší kvality povrchu, což je ovlivněno velikostí částic práškového materiálu. [49]

Obr. 21. Schéma metody selective laser sintering [21 editován]

9.3 Fused deposition modeling (FDM) FDM tiskárny používají materiál modelovací, z nějž se skládá výsledný produkt, a materiál podpůrný, který je použit jako podpora během tisku. Během procesu jsou tyto materiály ve formě vlákna namotány na cívce, ze které jsou odmotávány a vytlačovány skrz vytlačující trysku. Materiál je v cívce natavován a nanášen na platformu, kde téměř okamžitě tuhne, přičemž jak tryska, tak platforma jsou řízeny počítačem. [13] Po vrstvách tryska vytváří jednotlivé průřezy a platforma je po vzniku každé vrstvy posunuta vertikálně dolů o tloušťku vrstvy další. Po dokončení je podpůrný materiál odstraněn ponořením do vhodného roztoku nebo manuálně. Objekty mohou být následně broušeny, lakovány, nebo jinak upravovány, pro zlepšení jejich funkce a vzhledu. Pomocí FDM jsme schopni vytvořit velmi přesné modely.[13] Tloušťka vrstvy bývá obvykle v rozmezí 0,1 až 0,25mm. Stavebními materiály bývají termoplasty nebo různé druhy vosků. Nejčastějšími termoplasty jsou polyamidy a polyetyleny.[50] Na podpory jsou většinou používány ve vodě rozpustné vosky, nebo křehké termoplasty.[13] Používané termoplasty splňují parametry jako je odolnost vůči

29

mechanickému a chemickému namáhání, houževnatost, stabilita biokompatibilita a další, což je ve spojení s FDM dělá vhodnými materiály pro testovací prototypy. [13]

Obr. 22. Schéma metody Fused deposition modeling[21 editován]

9.4 Electron Beam Melting (EBM) Technologie EBM je založena na podobném principu jako SLS. Namísto CO2 laseru však ke spékání malých částeček materiálu ve formě prášku používá elektronový paprsek. Tento paprsek je vystřelován z termionického emisního děla a je produkován pomocí wolframového vlákna. Výkon elektronového paprsku dosahuje až 4,8 kW a usměrňován je pomocí elektromagnetických cívek.[18] Každá vrstva je nejprve rychle skenována paprskem o nízkém výkonu, čímž je dosaženo lehkého spečení a předehřátí prášku, který se tak stane tužším a slouží během procesu jako podpora vyráběné součásti. Zvýšení teploty také napomáhá ztrátě zbytkového napětí mezi roztavenou chladnoucí částí a předchozí ztuhlou vrstvou.[18,19] Následně počítačem řízený elektronový paprsek o vysokém výkonu selektivně spéká materiál v daném průřezu.[18] Po vzniku každé vrstvy se platforma posune dolů o tloušťku vrstvy další, je nanesena nová vrstva prášku a tento postup se opakuje, dokud není zhotovena celá součást. Tyto operace probíhají ve vakuu. Po dokončení je okolní prášek, který obklopuje a podporuje součást odstraněn a většinu neztaveného prášku lze použít znovu. Tloušťka jednotlivých vrstev se pohybuje v rozmezí 0,07 až 0,25 mm.[18] Mezi výhody EBM patří, že vyrábí

30

komponenty z kovového prášku a přeměna elektrické energie na energii elektronového paprsku je vysoce účinná. Nepříznivým jevem doprovázejícím EBM je odstřelování prášku pod paprskovým zářením, což je kladeno za vinu elektrostatickému odporu mezi práškovými částicemi. Předehřátím prášku je však tento jev efektivně redukován. EBM umožňuje zhotovení součástí z materiálů, jako jsou slitiny titanu, nerezové oceli, nebo superslitiny na bázi mědi či kobaltu. [19]

Obr. 23. Schéma EBM

9.5 Tří dimenzionální tisk (3DP) Základní princip je velmi podobný metodě SLS. Stavební materiál je opět ve formě prášku. Hlavním rozdílem je nahrazení laseru inkjetovou hlavou. Prášek je na platformu nanesen pomocí rotujícího válce. Injektovou hlavou je pak na definovaná místa dodáváno pojivo, čímž je dosaženo spojení částic. [50] Základna je posunuta dolů o tloušťku vrstvy a proces je obdobně opakován do vzniku celé součásti. Pro zvýšení pevnosti se do modelu po zhotovení napouští tvrdidlo. [50] Výroba je velice rychlá, přičemž dosažený povrch má vysokou kvalitu a přesnost. [49]

31

Obr. 24. Schéma metody 3DP[21 editován]

32

10 VÝPOČTOVÉ MODELOVÁNÍ Mechanické vlastnosti implantátu jsou zásadním faktorem při jeho aplikaci. Pro zajištění správné funkčnosti implantátu je tedy třeba zjistit jeho chování při mechanickém zatížení. Jak již bylo řečeno výše, toho lze dosáhnout buď experimentálně, nebo výpočtovým modelováním. V této práci byl použit přístup výpočtového modelování. Počítačový model lebky byl poskytnut vedoucím bakalářské práce Ing. Petrem Marciánem, Ph.D. V tomto modelu byl vytvořen defekt obecného tvaru, jenž byl následně vyplněn vytvořeným modelem implantátu. Deformačně napěťová analýza byla provedena metodou konečných prvků za použití softwaru ANSYS Workbench 16.2.

10.1 Model geometrie 10.1.1 Tvorba defektu a implantátu Cílem bylo vytvoření implantátu pro lebeční defekt obecného tvaru s nepravidelnou hranou. Získání takového defektu v obdrženém nepoškozeném modelu lebky bylo dosaženo následovně. Model geometrie lebky byl převeden v softwaru SolidWorks 2015 z formátu X_T do STL. Následně byl v programu GOM inspect V8 volným tažením myši vytvořen obecný tvar defektu jak na vnějším, tak na vnitřním povrchu lebky a vybrané plochy byly smazány. Tyto tvary (na vnějším a vnitřním povrchu) byly nevyhovující z důvodu kostrbatosti hran defektu. Hladkého vytvoření obrysu bylo dosaženo pomocí funkce „smooth boundary“ v softwaru Meshmixer. Pro propojení okrajů defektu vnitřního a vnějšího povrchu lebky byl opět použit GOM inspect, konkrétně funkce „mesh bridge“ a „close holes“. Tímto byl vytvořen model lebky s defektem s nepravidelnou hranou. Dalším krokem bylo vytvoření modelu implantátu, kterým byl defekt vyplněn. K tomuto účelu byly použity softwary CATIA V5 a SolidWorks. Do CATIE byl importován model lebky s defektem. Schéma dalšího postupu je na obrázku 25. Jelikož pro vytvoření implantátu již nebylo zapotřebí celé lebky, byla vybrána pouze oblast okolí defektu a zbytek odmazán. Následně bylo ze zbylé části vytvořeno plošné těleso, které definovalo povrch defektu. Tento soubor byl uložen ve formátu *.igs. V programu SolidWorks byl otevřen původní model nepoškozené lebky, ke kterému bylo zároveň importováno vytvořené plošné těleso definující oblast defektu. Veškeré úpravy, které byly vykonávány v průběhu vytváření defektu, se prováděly bez změny polohy v souřadném systému. Díky tomu se importovaný povrch defektu nacházel stále ve stejné pozici a splýval tak s modelem nepoškozené lebky. Výplň defektu byla vytvořena rozdělením lebky na 2 části pomocí příkazu „rozdělit“, kdy dělícím nástrojem bylo právě importované plošné těleso. Aby tato plocha mohla být použita k rozdělení, musela být nejprve odsazena, jelikož při úplném splynutí s povrchem modelu lebky by rozdělení nebylo možné. Těleso vyplňující defekt, jež je na obrázku 25d, bylo následně na rozšiřujících se místech ve spodní části zúženo a upraveno tak, aby jej bylo možné vložit do defektu z vnější strany lebky. Takto byl úspěšně vytvořen model lebečního implantátu.

33

Obr. 25. (a) Plošné těleso defektu, (b) Plošné těleso vloženo do modelu lebky, (c)Plošné těleso s vyplněním defektu po oddělení, (d) Vyplnění defektu

Obr. 26. Uložení implantátu v řezu

34

10.1.2 Model geometrie fixátorů a šroubů Pro upevnění implantátu byl v této práci použit fixační systém se šrouby. Modely šroubů a fixátorů byly vytvořeny v softwaru SolidWorks na základě veřejně dostupného katalogu firmy KLS Martin.[62]

Obr. 27. (a) Model fixátoru v softwaru SolidWorks, (b) Fixátor z katalogu KLS Martin [62] V rámci bakalářské práce není řešení provedeno pro detailní závit a šroub byl modelován jako válec o středním průměru 1mm. Tímto se ušetřil počet uzlů a výpočtový čas. 5 šroubů bylo vyrobeno s délkou závitu 4mm a jeden s délkou závitu 3mm. Kratší šroub musel být použit kvůli pozici umístění jednoho z fixátorů, jelikož tloušťka lebky byla v tomto místě příliš malá a dlouhý šroub by zasahoval do prostor dutiny lební.

Obr. 28. (a) Model šroubu v softwaru SolidWorks, (b) Šroub z katalogu KLS Martin [62] K upevnění implantátu byly na základě konzultace s lékaři použity celkem 3 fixátory o tloušťce 0,6mm, přičemž každý z fixátorů byl uchycen pomocí 2 šroubů. Tyto šrouby byly vloženy do krajních otvorů fixátoru. Fixátory byly poté rozmístěny pravidelně po přibližně 120°.

35

Obr. 29. Způsob uložení šroubů a fixátoru

Obr. 30. Sestava lebky a implantátu s rozmístěnými fixátory

36

10.2 Model materiálu Materiál řešené soustavy byl uvažován jako homogenní, izotropní a lineárně pružný. Materiálové vlastnosti pak byly definovány pomocí modulu pružnosti v tahu E (Youngova modulu) a poissonovy konstanty μ. Jako materiál implantátu, fixátorů a šroubů byl na základě rešeršní studie zvolen Ti6Al4V. Lebeční kostní tkáň byla uvažována jako kompaktní kost. Vlastnosti použitých materiálů jsou v tabulce 1. Tabulka 1. Mechanické vlastnosti materiálů Materiál

Youngův modul

Poissonova konstanta

Ti6Al4V [64]

110000

0,3

Kostní tkáň [43]

15000

0,3

10.3 Model vazeb a zatížení Další částí výpočtového modelování bylo definování vazeb mezi lebkou, implantátem, fixátory a šrouby. Celou soustavu bylo také nutno upevnit v prostoru, čehož bylo docíleno nastavením nulových posuvů a natočení spodní části lebky. Kontakty mezi šrouby a lebkou, stejně tak jako mezi šrouby a implantátem byly voleny jako „bonded“, tedy spojení nepohyblivé. Vzhledem k velké kontaktní ploše mezi implantátem a lebkou byl kontakt mezi těmito tělesy definován jako třecí, s koeficientem tření 0,3. Všechny zbylé kontakty byly také nastaveny jako třecí se stejným třecím koeficientem. Veškeré vazby jsou popsány v tabulce 2. Tabulka 2. Typy vazeb Tělesa

Typ vazby

Třecí koeficient

Nulové posuvy a natočení

[-]

Třecí

0,3

Lebka – šrouby

Pevné spojení

[-]

Lebka – fixátory

Třecí

0,3

Implantát – šrouby

Pevné spojení

[-]

Implantát – fixátory

Třecí

0,3

Fixátory – šrouby

Třecí

0,3

Lebka Lebka – implantát

37

U soustavy bylo uvažováno vnější i vnitřní zatížení. Na všechny vnitřní plochy lebky včetně implantátu bylo nastaveno tlakové zatížení 4 kPa, což odpovídá hodnotě intrakraniálního tlaku dospělého člověka [kapitola 4]. Velikost vnějšího zatížení byla uvažována tak, aby byl implantát vystaven tíze lidské hlavy, tedy pro případ položení hlavy na stůl. V gravitačním poli Země, kdy hlava tvoří asi 7,4% hmotnosti těla, s uvažovanou váhou pacienta 70 kg je hmotnost hlavy přibližně 5 kg [66]. Vnější povrch implantátu o ploše 2770 mm2 byl tak zatížen tlakem 18 kPa.

Obr. 31. Zatížené (červeně) a vetknuté plochy (modře)

10.4 Diskretizace modelu Při analýze pomocí MKP je základním principem rozdělení tělesa na konečný počet prvků. K diskretizaci slouží konečnoprvková síť, jež udává počet a velikost řešených elementů a s jejím zjemněním se zvětšuje přesnost výpočtu. Pro výpočet v této práci byl použit typ elementu SOLID187. SOLID187 je kvadratický element definován 10 uzly se třemi stupni volnosti, jež je vhodný pro vytváření nepravidelných sítí. [63] Byla vygenerována defaultní síť, jež byla pro zpřesnění výsledku zjemněna v okolí vyšetřovaných míst. Konečná síť dává celkový počet prvků 294570 a počet uzlů 473343. Velikosti elementů jsou popsány v tabulce 3. Jako kontaktní elementy byly použity kontaktní páry CONTA174 a TARGE170, které slouží k reprezentaci 3D kontaktů. [67] Tabulka 3. Velikosti elementů konečnoprvkové sítě Těleso

Velikost elementu [mm]

Kostní tkáň obklopující implantát

1

Implantát

1

Fixátory

0,2

Šrouby

0,2

38

Obr. 32. Konečnoprvková síť lebky v oblasti defektu (a) a implantátu (b)

Obr. 33. Konečnoprvková síť fixátoru se šroubem (a) a samotného šroubu (b)

10.5 Napěťová analýza U implantátu, šroubů a fixátorů bylo vyšetřováno redukované napětí podle podmínky HMH (von Mises). Očíslování jednotlivých šroubů je na obr. 34. Nejvyšší napětí se vyskytlo ve šroubu II, tedy u šroubu, jehož závit zasahuje jak do implantátu, tak do kostní tkáně. Právě v místě přechodu mezi implantátem a kostí hodnota napětí

39

značně vzrostla. Nejvyšší hodnota 102 MPa se vyskytla na spodní části tohoto šroubu, viz obr. 35.

Obr. 34. Označení jednotlivých šroubů

Obr. 35. (a) Uložení šroubu II, (b) Redukované HMH napětí šroubu II [MPa]

40

Obr. 36. Redukované napětí HMH jednotlivých šroubů [MPa] Z fixátorů byl nejvíce zatížen fixátor II (obr. 37.), u něhož největší hodnota napětí dosáhla 65 MPa. Nejvyšší napětí implantátu vzniklo v místech kontaktu jeho bočních hran s lebkou a v oblastech děr pro šrouby. Maximální hodnota byla 37 MPa.

41

Obr. 37. Označení jednotlivých fixátorů

Obr. 38. Redukované napětí HMH jednotlivých fixátorů [MPa]

42

Obr. 39. Redukované napětí HMH implantátu [MPa]

10.6 Redukované přetvoření HMH Nejvyšší hodnoty přetvoření kostní tkáně se vyskytovaly po obvodu spodních částí hran defektu. Maximální hodnota, jež je vyznačena na obr. 41., dosáhla 3,1×10-3 [-]. Podle předpokladů došlo ke zvýšenému přetvoření také v oblastech děr pro šrouby. Díra pro šroub, jež zasahuje jak do implantátu, tak do kostní tkáně, měla z těchto děr hodnoty přetvoření nejvyšší. Maximum zde dosáhlo 1,6×10-3 [-]. Z důvodu lepší ilustrace přetvoření byla na obr. 41. zvýšena barevná citlivost měřítka.

Obr. 40. HMH přetvoření kostní tkáně [-] v automaticky generovaném měřítku

43

Obr. 41. HMH přetvoření kostní tkáně [-] v měřítku se zvýšenou barevnou citlivostí

44

11 ZÁVĚR Cílem této práce bylo provedení rešeršní studie zabývající se tématem lebečních implantátů a fixátorů, vytvoření výpočtového modelu lebky s defektem s nepravidelnými hranami a provedení deformačně napěťové analýzy. Defekt byl nahrazen pomocí titanového implantátu. K upevnění implantátu byly použity celkem 3 fixátory a 6 šroubů, jež byly uvažovány jako titanové a zhotoveny na základě katalogových rozměrů společnosti KLS Martin. Pro řešení výpočtového modelu byla použita metoda konečných prvků, jež byla provedena prostřednictvím softwaru ANSYS Workbench 16.2. U šroubů, fixátorů a implantátu bylo analyzováno redukované napětí. Redukované přetvoření bylo analyzováno u kostní tkáně. Výsledky analýzy ukázaly, že u defektu s nepravidelnými hranami jsou jednotlivé šrouby i fixátory zatíženy nerovnoměrně. Dalším vyvozeným poznatkem je, že šroub, zasahující jak do implantátu, tak do kostní tkáně, má vysokou hodnotu napětí právě v oblasti přechodu mezi těmito dvěma materiály a je v tomto místě více zatěžován. K přetvoření kostní tkáně dochází nejvíce podél spodních částí hran defektu. Z důvodu nepravidelnosti hran je přetvoření po obvodu defektu nerovnoměrné. Přetvoření kostní tkáně v oblastech děr pro šrouby je nejvýznamnější v místě přechodu šroubu z materiálu implantátu do lebky.

45

CITACE [1]

NOWINSKI, Wieslaw L., Thant Shoon Let THAUNG, Beng Choon CHUA, Su Hnin Wut YI, Vincent NGAI, Yili YANG, Robert CHRZAN a Andrzej URBANIK. Three-dimensional stereotactic atlas of the adult human skull correlated with the brain, cranial nerves, and intracranial vasculature. Journal of Neuroscience Methods [online]. 2015, 246, 65-74 [cit. 2016-02-25]. DOI: 10.1016/j.jneumeth.2015.02.012. ISSN 01650270. Dostupné z: http://linkinghub.elsevier.com/retrieve/pii/S0165027015000643

[2]

MCELHANEY, James H., John L. FOGLE, John W. MELVIN, Russell R. HAYNES, Verne L. ROBERTS a Nabih M. ALEM. Mechanical properties of cranial bone. Journal of Biomechanics [online]. 1970, 3(5), 495-511 [cit. 201602-25]. DOI: 10.1016/0021-9290(70)90059-X. ISSN 00219290. Dostupné z: http://linkinghub.elsevier.com/retrieve/pii/002192907090059X

[3]

MOTHERWAY, Julie A., Peter VERSCHUEREN, Georges VAN DER PERRE, Jos VANDER SLOTEN, Michael D. GILCHRIST a Nabih M. ALEM. The mechanical properties of cranial bone: The effect of loading rate and cranial sampling position. Journal of Biomechanics [online]. 2009, 42(13), 2129-2135 [cit. 2016-02-25]. DOI: 10.1016/j.jbiomech.2009.05.030. ISSN 00219290. Dostupné z: http://linkinghub.elsevier.com/retrieve/pii/S0021929009003285

[4]

PROCHÁZKOVÁ, Silvie. Úroveň znalostí všeobecných sester o problematice intrakraniálního tlaku [online]. Olomouc, 2011 [cit. 2016-02-25]. Dostupné z: http://theses.cz/id/pdpvu2/00152107-821282340.pdf. Bakalářská práce. UNIVERZITA PALACKÉHO V OLOMOUCI.

[5]

RIDWAN-PRAMANA, Angela, Jan WOLFF, Ashkan RAZIEI, Claire E. ASHTON-JAMES a Tymour FOROUZANFAR. Porous polyethylene implants in facial reconstruction: Outcome and complications. Journal of CranioMaxillofacial Surgery [online]. 2015, 43(8), 1330-1334 [cit. 2016-02-25]. DOI: 10.1016/j.jcms.2015.06.022. ISSN 10105182. Dostupné z: http://linkinghub.elsevier.com/retrieve/pii/S1010518215001961

[6]

RIDWAN-PRAMANA, Angela, Petr MARCIÁN, Libor BORÁK, Nathaniel NARRA, Tim FOROUZANFAR a Jan WOLFF. Structural and mechanical implications of PMMA implant shape and interface geometry in cranioplasty – A finite element study: Outcome and complications. Journal of CranioMaxillofacial Surgery [online]. 2016, 44(1), 34-44 [cit. 2016-02-25]. DOI: 10.1016/j.jcms.2015.10.014. ISSN 10105182. Dostupné z: http://linkinghub.elsevier.com/retrieve/pii/S1010518215003546

[7]

PIKIS, Stylianos, Jacob GOLDSTEIN, Sergey SPEKTOR, Nathaniel NARRA, Tim FOROUZANFAR a Jan WOLFF. Potential neurotoxic effects of polymethylmethacrylate during cranioplasty: Outcome and complications. Journal of Clinical Neuroscience [online]. 2015, 22(1), 139-143 [cit. 2016-02-25]. DOI: 10.1016/j.jocn.2014.06.006. ISSN 09675868. Dostupné z: http://linkinghub.elsevier.com/retrieve/pii/S0967586814003233

46

[8]

HARRIS, Dominic A., Abigail J. FONG, Edward P. BUCHANAN, Laura MONSON, David KHECHOYAN a Sandi LAM. History of synthetic materials in alloplastic cranioplasty: Outcome and complications. Neurosurgical Focus[online]. 2014, 36(4), E20[cit. 2016-02-25]. DOI: 10.3171/2014.2.FOCUS13560. ISSN 1092-0684. Dostupné z: http://thejns.org/doi/abs/10.3171/2014.2.FOCUS13560

[9]

EL HALABI, F., J.F. RODRIGUEZ, L. REBOLLEDO, E. HURTÓS, M. DOBLARÉ a Sandi LAM. Mechanical characterization and numerical simulation of polyether–ether–ketone (PEEK) cranial implants: Outcome and complications. Journal of the Mechanical Behavior of Biomedical Materials [online]. 2011, 4(8), 1819-1832 [cit. 2016-02-25]. DOI: 10.1016/j.jmbbm.2011.05.039. ISSN 17516161. Dostupné z: http://linkinghub.elsevier.com/retrieve/pii/S1751616111001470

[10]

JARDINI, André Luiz, Maria Aparecida LAROSA, Rubens Maciel FILHO, Cecília Amélia de Carvalho ZAVAGLIA, Luis Fernando BERNARDES, Carlos Salles LAMBERT, Davi Reis CALDERONI a Paulo KHARMANDAYAN. Cranial reconstruction: 3D biomodel and custom-built implant created using additive manufacturing. Journal of Cranio-Maxillofacial Surgery [online]. 2014, 42(8), 1877-1884 [cit. 2016-02-25]. DOI: 10.1016/j.jcms.2014.07.006. ISSN 10105182. Dostupné z: http://linkinghub.elsevier.com/retrieve/pii/S1010518214002303

[11]

VAN DER MEER, Wicher J., Ruud R.M. BOS, Arjan VISSINK, Anita VISSER, Luis Fernando BERNARDES, Carlos Salles LAMBERT, Davi Reis CALDERONI a Paulo KHARMANDAYAN. Digital planning of cranial implants: 3D biomodel and custom-built implant created using additive manufacturing. British Journal of Oral and Maxillofacial Surgery[online]. 2013, 51(5), 450-452 [cit. 2016-02-25]. DOI: 10.1016/j.bjoms.2012.11.012. ISSN 02664356. Dostupné z: http://linkinghub.elsevier.com/retrieve/pii/S026643561200616X

[12]

HUOTILAINEN, Eero, Risto JAANIMETS, Jiří VALÁŠEK, Petr MARCIÁN, Mika SALMI, Jukka TUOMI, Antti MÄKITIE a Jan WOLFF. Inaccuracies in additive manufactured medical skull models caused by the DICOM to STL conversion process: 3D biomodel and custom-built implant created using additive manufacturing. Journal of Cranio-Maxillofacial Surgery [online]. 2014, 42(5), e259-e265 [cit. 2016-02-25]. DOI: 10.1016/j.jcms.2013.10.001. ISSN 10105182. Dostupné z: http://linkinghub.elsevier.com/retrieve/pii/S1010518213002862

[13]

PALERMO, Elizabeth. Reference: Fused Deposition Modeling: Most Common 3D Printing Method. In:Http://www.livescience.com/ [online]. 2013 [cit. 201602-25]. Dostupné z: http://www.livescience.com/39810-fused-depositionmodeling.html

47

[14]

O'REILLY, Eamon B., Sam BARNETT, Christopher MADDEN, Babu WELCH, Bruce MICKEY a Shai ROZEN. Computed-tomography modeled polyether ether ketone (PEEK) implants in revision cranioplasty. Journal of Plastic, Reconstructive [online]. 2015, 68(3), 329-338 [cit. 2016-02-25]. DOI: 10.1016/j.bjps.2014.11.001. ISSN 17486815. Dostupné z: http://linkinghub.elsevier.com/retrieve/pii/S1748681514006378

[15]

GARCIA-GONZALEZ, D., A. RUSINEK, T. JANKOWIAK, A. ARIAS, Bruce MICKEY a Shai ROZEN. Mechanical impact behavior of polyether–ether– ketone (PEEK). Composite Structures [online]. 2015, 124(3), 88-99 [cit. 201602-25]. DOI: 10.1016/j.compstruct.2014.12.061. ISSN 02638223. Dostupné z: http://linkinghub.elsevier.com/retrieve/pii/S0263822314007272

[16]

3Dconnexion: SpaceMouse [online]. [cit. 2016-04-04]. http://www.3dconnexion.cz/products/spacemouse.html

[17]

STAFFA, Guido, Andrea BARBANERA, Andrea FAIOLA, Marco FRICIA, Paolo LIMONI, Ruggero MOTTARAN, Bruno ZANOTTI a Roberto STEFINI. Custom made bioceramic implants in complex and large cranial reconstruction: A two-year follow-up. Journal of Cranio-Maxillofacial Surgery [online]. 2012, 40(3), e65-e70 [cit. 2016-02-25]. DOI: 10.1016/j.jcms.2011.04.014. ISSN 10105182. Dostupné z: http://linkinghub.elsevier.com/retrieve/pii/S1010518211001053

[18]

MAZZOLI, Alida, Michele GERMANI, Roberto RAFFAELI, Marco FRICIA, Paolo LIMONI, Ruggero MOTTARAN, Bruno ZANOTTI a Roberto STEFINI. Direct fabrication through electron beam melting technology of custom cranial implants designed in a PHANToM-based haptic environment: A two-year follow-up. Materials [online]. 2009, 30(8), 3186-3192 [cit. 2016-02-25]. DOI: 10.1016/j.matdes.2008.11.013. ISSN 02613069. Dostupné z: http://linkinghub.elsevier.com/retrieve/pii/S0261306908005554

[19]

GUO, Chao, Wenjun GE, Feng LIN, Marco FRICIA, Paolo LIMONI, Ruggero MOTTARAN, Bruno ZANOTTI a Roberto STEFINI. Effects of scanning parameters on material deposition during Electron Beam Selective Melting of Ti6Al-4V powder: A two-year follow-up. Journal of Materials Processing Technology [online]. 2015, 217(8), 148-157 [cit. 2016-02-25]. DOI: 10.1016/j.jmatprotec.2014.11.010. ISSN 09240136. Dostupné z: http://linkinghub.elsevier.com/retrieve/pii/S0924013614004038

[21]

Fused Deposition Modeling (FDM) [online]. In: . [cit. 2016-02-25]. Dostupné z: http://www.custompartnet.com/wu/fused-deposition-modeling

[22]

KLS Martin catalog [online]. [cit. 2016-02-25]. Dostupné z: http://www.klsmartin.com/fileadmin/Inhalte/Downloads_Prospekte/LevelOne_1 0.pdf

[23]

Neurocirurgia. Dabasons: Technologia para Vida [online]. [cit. 2016-03-20]. Dostupné z: http://www.dabasons.com.br/index.php/products/product/75

[24]

CranioPlate. Aesculap [online]. [cit. 2016-03-20]. Dostupné z: https://www.aesculapusa.com/products/neurosurgery/cranial-fixation/cranioplate

48

Dostupné

z:

[25]

LEVANT, B.A., D. GARDNER-BERRY a R.S. SNOW. An improved craniomaxillary fixation: fejetony, které vycházely od roku 1997 na internetu na adrese http://svet.namodro.cz. British Journal of Plastic Surgery [online]. 1969, 22(34), 288-290 [cit. 2016-02-25]. DOI: 10.1016/S0007-1226(69)80122-0. ISSN 00071226. Dostupné z: http://linkinghub.elsevier.com/retrieve/pii/S0007122669801220

[26]

HUDEK, František. KOSTRA LEBKY [online]. In: . [cit. 2016-02-25]. Dostupné z: http://vyuka.zsjarose.cz/index.php?action=lesson_detail&id=374

[27]

THOMAS W. SADLER a [PŘEKLAD JIŘÍ BRABEC .. ET AL.]. Langmanova lékařská embryologie [online]. 1. české vyd. Praha: Grada, 2011 [cit. 2016-0225]. ISBN 80-247-2640-8. Dostupné z: https://books.google.cz/books?id=flhrlFosW2kC&pg=PA143&lpg=PA143&dq= neurocranium+kosti&source=bl&ots=8qRcyElrDT&sig=_UbBNtuk7um6vRoecl eWIv1oc1M&hl=cs&sa=X&sqi=2&ved=0ahUKEwiO68bwzOrKAhXKFJoKHc VjBQMQ6AEIUjAL#v=onepage&q=neurocranium%20kosti&f=false

[28]

Lebka [online]. In: . [cit. 2016-02-25]. Dostupné z: https://leporelo.info/lebka

[29]

Neurocranium [online]. In: . [cit. 2016-02-25]. https://www.kenhub.com/en/library/anatomy/neurocranium

[30]

Anatomy & Physiology [online]. In: . OpenStax [cit. 2016-02-25]. Dostupné z: https://cnx.org/contents/[email protected]:kwbeYj9S@3/Bone-Structure

[31]

[online]. In: . [cit. 2016-02-25]. Dostupné z: http://bcache.jxs.cz/~nd01/jxs/cz~/269/888/2179e81ea4_37590075_o2.png?1

[32]

FILAUN, M. Nitrolební hypertenze - patofyziologie [online]. In: . [cit. 2016-0225]. Dostupné z: http://stary.lf2.cuni.cz/Projekty/mua/342.htm

[33]

POPOVIC, Djordje, Michael KHOO a Stefan LEE. Noninvasive Monitoring of Intracranial Pressure [online]. University of Southern California, Los Angeles, 2009 [cit. 2016-02-25]. Dostupné z: http://www.noninvasiveicp.com/node/13

[34]

CZOSNYKA, M. Monitoring and interpretation of intracranial pressure. Journal of Neurology, Neurosurgery[online]. 2004, 75(6), 813-821 [cit. 2016-02-25]. DOI: 10.1136/jnnp.2003.033126. ISSN 0022-3050. Dostupné z: http://jnnp.bmj.com/cgi/doi/10.1136/jnnp.2003.033126

[36]

ABRAHAM, Mary a Vasudha SINGHAL. Intracranial pressure monitoring. Journal of Neuroanaesthesiology and Critical Care [online]. 2015, 2(3), 193- [cit. 2016-02-25]. DOI: 10.4103/2348-0548.165039. ISSN 2348-0548. Dostupné z: http://www.jnaccjournal.org/text.asp?2015/2/3/193/165039

[37]

ABUZAYED, Bashar, Sabri AYDIN, GalipZihni SANUS, Seckin AYDIN a Baris KUCUKYURUK. Cranioplasty: Review of materials and techniques. Journal of Neurosciences in Rural Practice [online]. 2011, 2(2), 162- [cit. 2016-02-25]. DOI: 10.4103/0976-3147.83584. ISSN 0976-3147. Dostupné z: http://www.ruralneuropractice.com/text.asp?2011/2/2/162/83584

49

Dostupné

z:

[38]

Cranioplasty [online]. In: . [cit. 2016-02-25]. Dostupné z: http://www.hopkinsmedicine.org/healthlibrary/test_procedures/neurological/cran ioplasty_22,Cranioplasty/

[39]

GRIFFITHS, Laura. Stroke patient gets life back with 3D printed cranial implant from EOS [online]. In: . 2015 [cit. 2016-02-26]. Dostupné z: http://www.tctmagazine.com/3D-printing-news/Stroke-patient-gets-life-backwith-3D-printed-cranial-implant-from-EOS/

[40]

KLS Martin [online]. In: . [cit. 2016-02-26]. Dostupné z: http://www.klsmartinnorthamerica.com/products/implants/cranial/titanium-peekosteosynthesis/pre-contoured-mesh/

[41]

FUSETTI, S., B. HAMMER, R. KELLMAN, C. MATULA a E.B. STRONG, BUCHBINDER, Daniel (ed.). Cranial Vault & Skull Base: Special considerations: Cranioplasty (bone versus alloplast) [online]. [cit. 2016-02-26]. Dostupné z: https://www2.aofoundation.org/wps/portal/surgery?showPage=redfix&bone=C MF&segment=Cranium&classification=93Special%20considerations&treatment=&method=Special%20considerations&im plantstype=hidden&approach=&redfix_url=1289999576062&Language=en

[42]

SMOCK, Doug. PEEK Cranial Implant Debuts at MD&M [online]. In: . 2011 [cit. 2016-02-26]. Dostupné z: http://www.designnews.com/document.asp?doc_id=230070

[43]

NARRA, Nathaniel, Jiří VALÁŠEK, Markus HANNULA, Petr MARCIÁN, George K. SÁNDOR, Jari HYTTINEN a Jan WOLFF. Finite element analysis of customized reconstruction plates for mandibular continuity defect therapy. Journal of Biomechanics [online]. 2014, 47(1), 264-268 [cit. 2016-0518]. DOI: 10.1016/j.jbiomech.2013.11.016. ISSN 00219290. Dostupné z: http://linkinghub.elsevier.com/retrieve/pii/S002192901300568X

[44]

[online]. In: . [cit. 2016-02-26]. Dostupné http://www.mudrhosekjosef.cz/clanky/prakticke-info/odkazy/

[45]

B. Braun Medical: Dceřiná společnost předního výrobce zdravotnických produktů, nadnárodního koncernu B. Braun Melsungen AG. BBraun: Sharing expertise [online]. [cit. 2016-03-20]. Dostupné z: http://www.bbraun.cz/

[46]

Stereolitografie. In: 3D - tisk: Aditivní výroba a Rapid prototyping [online]. [cit. 2016-02-26]. Dostupné z: http://www.3d-tisk.cz/stereolitografie/

[48]

Medtronic. Medtronic [online]. [cit. 2016-03-20]. Dostupné z: http://www.medtronic.com/usen/index.html?cmpid=mdt_com_orcl_us_home_f52_plc_home&utm_source=md t_com_orcl_us_home&utm_medium=f5_redirect&utm_campaign=PLC_Launch _2015

[49]

Aditivní technologie: metody Rapid Prototyping [online]. In: . [cit. 2016-03-20]. Dostupné z: http://ust.fme.vutbr.cz/obrabeni/podklady/sto_bak/cv_STV_04_Aditivni_technol ogie_metody_Rapid_Prototyping.pdf

50

z:

[50]

SLOVÁK, Vojtěch. METODY RYCHLÉHO PROTOTYPOVÁNÍ (RP) POUŽITELNÉ VE SLÉVÁRENSTVÍ [online]. 2009 [cit. 2016-03-20]. Dostupné z: https://www.vutbr.cz/www_base/zav_prace_soubor_verejne.php?file_id=17702. Bakalářská práce. VUT v Brně. Vedoucí práce Prof. Ing. MILAN HORÁČEK, CSc.

[51]

KOŠŤÁL, D. Datové přenosové formáty v oblasti CAD [online]. [cit. 2016-0320]. Dostupné z: https://www.vutbr.cz/www_base/zav_prace_soubor_verejne.php?file_id=15430. Bakalářská práce. VUT v Brně. Vedoucí práce Ing. David Paloušek, Ph.D.

[52]

KOOTSTRA, Peter. SOLIDWORKS Modeling for 3D Printing [online]. In: . [cit. 2016-03-20]. Dostupné z: http://blog.gxsc.com/graphics_systems_solidnot/2015/09/solidworks-modelingfor-3d-printing.html

[53]

Geomagic: Geomagic® Freeform® Plus [online]. [cit. 2016-03-20]. Dostupné z: http://www.geomagic.com/en/products/freeform-plus/overview

[54]

HECKEL, Frank, Michael SCHWIER a Heinz-Otto PEITGEN. Object-oriented application development with MeVisLab and Python. [online]. [cit. 2016-03-20]. Dostupné z: https://www.researchgate.net/profile/Heinz_Otto_Peitgen/publication/22138764 9_Objectoriented_application_development_with_MeVisLab_and_Python/links/02e7e53 284d1fac56d000000.pdf?inViewer=0&pdfJsDownload=0&origin=publication_d etail

[55]

MeVisLab. MeVisLab [online]. http://www.mevislab.de/

[56]

Materialise 3-matic. Materialise [online]. [cit. 2016-03-20]. Dostupné z: http://biomedical.materialise.com/3-matic-0

[57]

KLS Martin Group. Fénix Brno: Zdravotnická technika [online]. [cit. 2016-0320]. Dostupné z: http://www.fenix.cz/cz/vyrobci/klsmartin

[58]

Software & Services for Biomedical Engineering: Materialise Mimics. Materialise [online]. [cit. 2016-05-18]. Dostupné z: http://biomedical.materialise.com/mimics

[59]

PHANTOM OMNI® HAPTIC DEVICE. Sensable [online]. 2016 [cit. 2016-0518]. Dostupné z: http://www.dentsable.com/haptic-phantom-omni.htm

[60]

Tutorial: How to design a patient-specific cranial plate in 3-matic. In: Youtube [online]. 2015 [cit. 2016-05-18]. Dostupné z: https://www.youtube.com/watch?v=9xYZFPkazaU

[61]

Video Tutorial: Semi-Automatic Planning of Cranial 3D Implants under MeVisLab. In: Youtube [online]. 2016 [cit. 2016-05-18]. Dostupné z: https://www.youtube.com/watch?v=8epxE8pUMPk

[cit.

51

2016-03-20].

Dostupné

z:

[62]

KLS Martin group [online]. [cit. 2016-05-18]. Dostupné z: http://www.klsmartin.com/fileadmin/Inhalte/Downloads_Prospekte/LevelOne_1 0.pdf

[63]

SOLID187: SOLID187 Element Description. Inside.Mines [online]. 2010 [cit. 2016-05-18]. Dostupné z: http://inside.mines.edu/~apetrell/ENME442/Documents/SOLID187.pdf

[64]

NIINOMI, Mitsuo. Mechanical properties of biomedical titanium alloys. Materials Science and Engineering: A [online]. 1998, 243(1-2), 231-236 [cit. 2016-05-18]. DOI: 10.1016/S0921-5093(97)00806-X. ISSN 09215093. Dostupné z: http://linkinghub.elsevier.com/retrieve/pii/S092150939700806X

[65]

KLIŠTINEC, Dávid. DEFORMAČNÍ A NAPĚŤOVÁ ANALÝZA KRANIÁLNÍCH FIXÁTORŮ [online]. Brno, 2015 [cit. 2016-05-18]. Dostupné z: http://hdl.handle.net/11012/39238. Bakalářská práce. Vysoké učení technické v Brně. Vedoucí práce Ing. PETR MARCIÁN, Ph.D.

[66]

TLAPÁKOVÁ, Eva. Vybrané základní poznatky z biomechaniky: Geometrie hmotností lidského těla [online]. In: . [cit. 2016-05-20]. Dostupné z: https://www.google.cz/url?sa=t&rct=j&q=&esrc=s&source=web&cd=7&cad=rj a&uact=8&ved=0ahUKEwij69K1mujMAhWDtxoKHQR6CBMQFghSMAY&u rl=http%3A%2F%2Fweb.ftvs.cuni.cz%2Felstudovna%2Fdownload.php%3Fdir %3D.%2Fobsah%2Fabi%2Fdoc%26soubor%3DBiomechanika_zaklad.doc&usg =AFQjCNGSCp4zztYm9ltJDDryw9mBOmvlXQ&sig2=BE2bAu4zEU2nCMyjv

[67]

CONTA174 3-D 8-Node Surface-to-Surface Contact [online]. [cit. 2016-05-20]. Dostupné z: http://www.ansys.stuba.sk/html/elem_55/chapter4/ES4-174.htm

[68]

MARCIANO, Frederick F. a A. Giancarlo VISHTEH. Fixation techniques for cranial flap replacement.Operative Techniques in Neurosurgery [online]. 1998, 1(1), 50-56 [cit. 2016-05-22]. DOI: 10.1016/S1092-440X(98)80008-X. ISSN 1092440x. Dostupné z: http://linkinghub.elsevier.com/retrieve/pii/S1092440X9880008X

52