Method Article

بروتوكول حسابي قائم على التصوير بالرنين المغناطيسي لتحليل مورفولوجيا اللويحات وديناميكا الدم لدى مرضى تضيق الشريان السباتي

DOI:

10.3791/68447

⸱

August 12th, 2025

 ,  ,  ,  ,  ,  ,  ,  , 
1Department of Surgery, University of Michigan, 2Department of Biomedical Engineering, University of Michigan, 3School of Medicine, University of Cincinnati, 4Department of Biomedical Sciences, Cedars Sinai Medical Center, 5Department of Radiology, University of Michigan

In This Article

Summary

$$\rightleftharpoonup{xx}$$ $$\longleftharp{xx}$$, $$\longrightharp{xx}$$,

يعتمد تقييم تضيق الشريان السباتي الداخلي (ICA) على تقدير النسبة المئوية للتضيق ، والذي لا يأخذ في الحسبان عوامل الخطر ذات الصلة من الناحية الفسيولوجية للسكتة الدماغية مثل تكوين اللويحات وديناميكا الدم. يستفيد هذا البروتوكول من التصوير بالرنين المغناطيسي الكمي وديناميكيات السوائل الحسابية لتوصيف تكوين لويحات ICA وديناميكا الدم.

Abstract

$$\rightleftharpoonup{xx}$$ $$\longleftharp{xx}$$, $$\longrightharp{xx}$$,

يعتمد التقييم الحالي وإدارة تضيق الشريان السباتي الداخلي (ICA) على تقدير النسبة المئوية للتضيق عن طريق الموجات فوق الصوتية المزدوجة (DUS) أو تصوير الأوعية بالتصوير المقطعي المحوسب (CTA) ، والذي لا يأخذ في الحسبان عوامل الخطر ذات الصلة من الناحية الفسيولوجية للسكتة الدماغية ، مثل ضعف البلاك وديناميكا الدم. يمكن استخدام معرفة تكوين البلاك السباتي والأحمال الديناميكية الدموية على اللويحة لتوفير تقييم أكثر اكتمالا لإمكانات الانسداد للويحة بدلا من استخدام نسبة التضيق وحدها. من خلال الاقتران بين التصوير بالرنين المغناطيسي (MRI) وديناميكيات السوائل الحسابية الخاصة بالمريض (CFD) ، يمكن تحديد الاختلافات في كل من ديناميكا الدم عبر تضيق ICA وتكوين البلاك. يسمح التصوير بالرنين المغناطيسي لتوصيف تصلب الشرايين الكمي متعدد التباين (qMatch) بتحليل مفصل لتكوين البلاك. يمكن إنشاء نماذج CFD باستخدام التصوير بالرنين المغناطيسي لتباين الطور (PC) ، والذي يمكن استخدامه للحصول على أشكال موجات التدفق و / أو CTA و / أو تشريح وقت الرحلة (TOF) - التصوير بالرنين المغناطيسي. بعد إنشاء نموذج هندسي ثلاثي الأبعاد للتشعب السباتي ، يتم وصف أشكال الموجة المشتقة من PC-MRI لتدفق الشريان السباتي المشترك وتدفق الشريان السباتي الخارجي. ثم يتم وصف نموذج Windkessel المكون من ثلاثة عناصر ، والذي يتم ضبطه بشكل متكرر ليتناسب مع ضغط دم المريض ، إلى ICA. أخيرا ، يتم الحصول على حلول لمعادلات Navier-Stokes غير القابلة للانضغاط لتوفير سرعة وضغط عالي الدقة وبالتالي التقاط ديناميكا الدم عبر التشعب السباتي وتضيق ICA. توفر هذه المقالة بروتوكولا مفصلا يسمح بالتوصيف غير الجراحي والخاص بالمريض لتكوين البلاك والأحمال الديناميكية الدموية للمرضى الذين يعانون من تضيق ICA.

Introduction

$$\rightleftharpoonup{xx}$$ $$\longleftharp{xx}$$, $$\longrightharp{xx}$$,

يعد تضيق الشريان السباتي الداخلي (ICA) سببا رئيسيا للسكتة الدماغية والإعاقة طويلة الأمد والوفاة1،2،3،4،5،6،7. يعتمد التقييم الحالي وإدارة تضيق ICA على تقدير النسبة المئوية للتضيق عن طريق سرعات الموجات فوق الصوتية المزدوجة (DUS) أو التشريح المقطعي [تصوير الأوعية الدموية المقطعي المحوسب (CTA) و / أو التصوير بالرنين المغناطيسي (MRI)]. ومع ذلك ، فإن النسبة المئوية للتضيق لا تأخذ في الحسبان عوامل الخطر ذات الصلة من الناحية الفسيولوجية للسكتة الدماغية مثل ضعف البلاك والأحمال الديناميكية الدموية عبر البلاك8،9،10،11،12،13،14. على الرغم من انخفاض مخاطر السكتة الدماغية بعد استئصال باطنة الشريان السباتي (CEA) قد تم إثباته في المرضى الذين يعانون من أعراض مع تضيق أكثر من 50٪ ، إلا أن فائدة CEA في المرضى الذين لا تظهر عليهم أعراض تتم مناقشتها3،4. في الواقع ، يحتفظ العديد من الجراحين بالتدخل الجراحي لأولئك الذين يعانون من آفات تضيقية >80٪ و / أو في الحالات ذات مورفولوجيا البلاك عالية الخطورة (الضعيفة) 15. هناك ما يبرر تحسين طرق تحديد تضيق ICA المعرضة لخطر الانصمام اللويحي وبالتالي ستستفيد من CEA.

توصيف تصلب الشرايين الكمي متعدد التباين (qMatch) هو تقنية التصوير بالرنين المغناطيسي تستخدم النمذجة ذات الرتبة المنخفضة لتمكين التصوير ثلاثي الأبعاد عالي الدقة الذي يوفر صورا متعددة التباين للدم الأسود والدم الساطع مسجلة بشكل مشترك ، وصور قياس الاسترخاء لتقييم شامل وكمي لويحات الشرايين السباتية16،17. قام qMatch بتحسين دقة الخواص ثلاثية الأبعاد ، والتغطية التشريحية الكبيرة ، والتقييم الكمي لعبء لويحات الشريان السباتي مقارنة بالرنين المغناطيسي التقليدي. يمكن استخدام ديناميكيات السوائل الحسابية الخاصة بالمريض (CFD) لتوصيف الأحمال الديناميكية الدموية على اللويحة ، وبالتالي توفير معلومات فريدة فيما يتعلق بالمخاطر الديناميكية الدموية والميكانيكية الحيوية لأحداث الصمة الدماغية الوعائية18،19،20،21،22،23. يمكن استخدام معرفة تكوين البلاك السباتي والأحمال الديناميكية الدموية على اللويحة لتوفير تقييم أكثر شمولا لإمكانات الانسداد من النسبة المئوية للتضيق وحده. في هذا العمل ، نقدم بروتوكولا يستخدم كلا من التصوير بالرنين المغناطيسي qMatch و CFD المستنير بالرنين المغناطيسي لتحديد الاختلافات في تكوين البلاك وديناميكا الدم عبر تضيق ICA.

Protocol

$$\rightleftharpoonup{xx}$$ $$\longleftharp{xx}$$, $$\longrightharp{xx}$$,

تمت الموافقة على الدراسة من قبل مجلس المراجعة المؤسسية بجامعة ميشيغان وتم الحصول على موافقة مستنيرة من كل موضوع دراسة. يستخدم هذا البروتوكول CRIMSON ، وهو إطار عمل ديناميكا دموية حسابية تم التحقق من صحته ومفتوح المصدر يقوم بمهام النمذجة الحسابية الرئيسية مثل إنشاء الشبكة ومواصفات حالة الحدود وتحليل العناصر المحدودة24،25. لتنزيل CRIMSON و / أو مراجعة دروس النمذجة ، قم بزيارة موقع الويب (https://crimson.software). تتطلب واجهة المستخدم الرسومية CRIMSON نظام تشغيل Windows. يتوفر محلل تدفق CRIMSON لكل من Windows و Linux.

1. توظيف المرضى والحصول على البيانات الخاصة بالمريض

  1. تجنيد المرضى البالغين الذين تم تشخيص إصابتهم بتضيق ICA الشديد الذي تم إثباته على DUS و / أو CTA (كما هو محدد في معايير تجربة استئصال باطنة الشريان السباتي العرضي في أمريكا الشمالية (NASCET))26. قم بتضمين المرضى الذين ليس لديهم موانع معروفة للتصوير بالرنين المغناطيسي (أي الغرسات المعدنية) أو عدم تحمل التصوير بالرنين المغناطيسي (أي رهاب الأماكن المغلقة ، وعدم القدرة على الاستلقاء / البقاء ساكنا). استبعاد المرضى إذا كانوا حوامل أو لديهم موانع للتصوير بالرنين المغناطيسي. الحصول على موافقة مستنيرة ، والتي يجب أن تتضمن مناقشة وفهم إجراءات الدراسة والمخاطر والفوائد وضمانات السرية ومدة الدراسة والحق في الانسحاب من الدراسة.
  2. الحصول على بيانات المريض بأثر رجعي و / أو محتملة لإبلاغ نماذج CFD. استخدم صور CTA و / أو التصوير بالرنين المغناطيسي و / أو تصوير الأوعية لتشريح المريض.
    ملاحظة: ستناقش الظروف الحدودية بمزيد من التفصيل لاحقا. ومع ذلك ، بشكل عام ، غالبا ما تتضمن البيانات التي يتم إبلاغها بالظروف الحدودية الضغط غير الجراحي أو الغازي ، وسرعات DUS ، و / أو تباين الطور (PC) - التدفق المشتق من التصوير بالرنين المغناطيسي.
  3. قبل التصوير بالرنين المغناطيسي ، قم بإجراء نموذج أمان مفصل للفحص المسبق للتصوير بالرنين المغناطيسي لكل مريض مسجل لتحديد أي موانع للتصوير بالرنين المغناطيسي. راجع نماذج سلامة التصوير بالرنين المغناطيسي مع 2+ من أعضاء فريق الدراسة. اطلب من الأشخاص المسجلين إزالة جميع العناصر المعدنية وتزويدهم بثوب.
  4. ضع الموضوع ضعيفا على نظام التصوير بالرنين المغناطيسي 3T ، ووفر حماية السمع والبطانية لراحة المريض ، ووضع ملف الرأس والرقبة.
  5. بعد إجراء تسلسلات التوطين الأولية لتحديد الاتجاه المناسب على تشعب الشريان السباتي ، قم بإجراء التسلسلات الثلاثة التالية:
    1. الحصول على التصوير بالرنين المغناطيسي 3D وقت الرحلة للرأس والرقبة للتوصيف التشريحي للأوعية الدموية من الشريان السباتي المشترك (CCA) في C5 إلى ICA البعيدة الثقبة ماغنوم.
    2. الحصول على التصوير بالرنين المغناطيسي PC-2D بوابات القلب على مستوى CCA عند C5 وما فوق التشعب السباتي في الشريان السباتي الخارجي القريب (ECA) ومنتصف ICA البعيد عن الآفة لقياس الأشكال الموجية لتدفق الدم الحجمي. يعتمد ترميز السرعة الخاصة بالمريض (Venc) على ذروة السرعة الانقباضية (PSV) في كل وعاء (CCA و ECA ومنتصف ICA البعيد عن الآفة) المقاسة عبر DUS. بشكل عام ، استهدف Venc ~ 20٪ أعلى من PSV في الوعاء محل الاهتمام.
    3. استخدم تسلسل qMatch MRI المترجم فوق تشعب الشريان السباتي للحصول على معلومات مفصلة حول تكوين البلاك وضعف البلاك.

2. الحصول على أشكال موجات التدفق من PC-MRI

  1. بعد الحصول على التصوير بالرنين المغناطيسي PC-2D بوابات القلب في المواقع المذكورة أعلاه ، احصل على أشكال موجة التدفق الحجمي باستخدام البرنامج المدمج في ماسح التصوير بالرنين المغناطيسي.
    1. في ماسح التصوير بالرنين المغناطيسي ، حدد واستخدم برنامج قياس التدفق الكمي المعني للحصول على أشكال موجة التدفق المشتقة من التصوير بالرنين المغناطيسي للكمبيوتر الشخصي.
    2. حدد كل سفينة ذات أهمية (مثل CCA و ECA و ICA) وضع محيط حول السفينة المحددة لتوفير شكل موجة تدفق آلي. قم بتحرير الخطوط يدويا لضمان دقة مساحة السفينة.
    3. تصدير أشكال موجات التدفق من البرنامج المعني.
      ملاحظة: قد يختلف برنامج قياس التدفق بين الشركات المصنعة المختلفة للتصوير بالرنين المغناطيسي.
  2. استخدم تحويل فورييه لاستعاب وإنشاء شكل موجة تدفق سلس ومستمر ويحتوي على عدد أكبر من نقاط البيانات ، مما يسمح بملف تعريف تدفق أكثر دقة لمحاكاة العقود مقابل الفروقات.
    ملاحظة: عند فرض التدفق في CRIMSON24 (والذي سيتم مناقشته لاحقا) من المهم أن تكون دالة الشكل الموجي مستمرة: كل من الدالة نفسها ومشتقاتها موجودة ومستمرة لجميع قيم الوقت. يولد استيفاء فورييه شكل موجة مستمرا بناء على أي مجموعة تعسفية من نقاط بيانات التدفق المقاسة (PC-MRI) والنقاط الزمنية المطلوبة (لتحليل CFD).
  3. لضمان الحفاظ على الكتلة بين وجوه التدفق الداخل والخارج ، قارن متوسط تدفق CCA و ECA و ICA بعد تحويل فورييه.
    1. في الحالات التي لا يكون فيها الحفاظ على الكتلة (على سبيل المثال ، تدفق CCA = تدفق ECA + تدفق ICA) في حدود 10٪ ، لا تتحرك إلى الأمام وتابع استكشاف الأخطاء وإصلاحها.
    2. أولا ، تحقق من استخدام PSV دقيق ل Venc وتحقق مما إذا كان شكل موجة التدفق المشتق من ECA PC-MRI قد تم قياسه بعد فرع كبير (أو فروع).
    3. في الحالات التي تم فيها الحصول على شكل موجة تدفق PC-MRI بعد فروع ECA الكبيرة ، قم بزيادة التدفق إلى ECA وإعادة التحقق من الحفاظ على الكتلة.

3. نمذجة ديناميكيات الموائع الحسابية: الهندسة

  1. قم باستيراد بيانات صورة DICOM غير المحددة للتشريح الخاص بالمريض (CTA ، التصوير بالرنين المغناطيسي ، تصوير الأوعية) إلى CRIMSON باستخدام زر الاستيراد في مدير البيانات.
  2. استخدم نافذة نمذجة الهندسة لتحديد تحرير مسار السفينة وإنشاء شجرة وعاء يتكون من النطاق التشريحي محل الاهتمام (CCA و ECA و ICA).
  3. استخدم نافذة تحرير مسار السفينة لوضع نقاط خط الوسط على طول كل وعاء في التشريح محل الاهتمام (CCA و ECA و ICA).
    1. عادة ما يبدأ خط الوسط CCA عند مستوى C5 ، وهو ما يتوافق مع الموقع الذي تم فيه الحصول على شكل موجة التدفق من PC-MRI.
    2. عادة ما ينتهي الخط المركزي ل ICA بمقدار 1-2 سم بعيدا عن التضيق ، وهو ما يتوافق مع الموقع الذي تم فيه الحصول على شكل موجة التدفق من التصوير بالرنين المغناطيسي PC.
    3. عادة ما ينتهي خط الوسط ECA بالقرب من الفروع من الدرجة الأولى قبالة ECA ، وهو ما يتوافق مع الموقع الذي تم فيه الحصول على شكل موجة التدفق من PC-MRI.
  4. باستخدام نافذة إعادة تقطيع السفينة ، يتم تصور طول نقاط خط الوسط على طول كل وعاء. ستظهر هذه النافذة بعد إضافة نقطتين على الأقل على طول خط وسط السفينة وتحتوي على عرض مقطعي على طول (عموديا) على خط الوسط.
    ملاحظة: يمكن أيضا استيراد الخطوط المركزية للسفينة باللون القرمزي (يجب أن تكون بتنسيق ملف VTK).
  5. استخدم نافذة إعادة تقطيع الوعاء لتحديد حدود جدار الوعاء عن طريق إضافة خطوط الوعاء (باستخدام دائرة أو قطع ناقص أو محيط يدوي). توفر نافذة إعادة تقطيع السفينة رؤية للوعاء على طول خط الوسط بحيث يمكن تحديد ملامح دقيقة. تتم إضافة الخطوط يدويا من قبل المستخدم عبر نقاط مختلفة من خط وسط السفينة في نافذة إعادة تقطيع السفينة .
    ملاحظة: على الجانب الأيسر من نافذة إعادة تقطيع السفينة ، يتم عرض الصورة الأصلية. على الجانب الأيمن من نافذة إعادة تقطيع الوعاء ، يتم عرض تدرج الصورة. يمكن أن يكون عرض الصورة المتدرجة مفيدا عند تحديد الخطوط ، لأنه قد يظهر حدود التجويف بشكل أكثر وضوحا.
    1. ضع الخطوط بشكل متكرر بما يكفي على طول خط الوسط لالتقاط الانحناء والهندسة المتغيرة للوعاء بالكامل بينما لا تكون قريبة جدا من الإفراط في الملاءمة أو إنتاج القطع الأثرية.
  6. بعد وضع الخطوط عبر الأوعية ذات الأهمية ، استخدم زر Loft في نافذة Vessel Contour Modeling لإنشاء نموذج صلب ثلاثي الأبعاد مدمج لكل هندسة عبر عملية تعرف باسم lofting.
  7. حدد نافذة مزج الوعاء لإنشاء وعاء هندسي صلب واحد. الخوارزمية الأكثر شيوعا للمزج هي الشرائح. يتراوح حجم الشرائح النموذجي بين 0.3 إلى 1 مم.

4. نمذجة ديناميكيات الموائع الحسابية: الربط

  1. حدد نافذة إعداد الربط والحل واستخدم زر الربط لتصور خيارات الربط وتحديد معلمات شبكة معينة.
    ملاحظة: تتكون الشبكة من عناصر رباعية السطوح متعددة وهي مطلوبة لإجراء محاكاة حيث يتم حل معادلات Navier-Stokes للسرعة والضغط عند كل نقطة (عقدة) عبر الشبكة. يمكن تعريف الشبكة الأساسية باستخدام الميزات العالمية و / أو المحلية. على وجه التحديد ، يمكن تعريف الشبكة حسب حجم العنصر (على سبيل المثال ، يؤدي حجم العنصر الأصغر إلى شبكة أصغر أو أكثر دقة) ، أو تحسين الانحناء (الذي يضيف المزيد من عناصر الشبكة إلى المناطق ذات الانحناء الأعلى) ، أو ميزات تحسين الشبكة المحلية الأخرى. قد تختلف استراتيجيات الربط المحددة بناء على الأشكال الهندسية المختلفة ذات الأهمية. في إعداد الهندسة الحالية ذات الأهمية (أي CCA ، ICA القريب ، و ECA القريب) ، استخدم ميزات الشبكة العالمية والمحلية.
  2. استخدم نافذة الخيارات العامة لتعيين حجم العنصر العمومي ليكون قيمة مطلقة تتراوح بين 0.5 مم و 0.75 مم.
  3. استخدم نافذة الخيارات العمومية لتحديد نوع الطبقة الحدودية كنمو هندسي. اضبط العدد الإجمالي للطبقات على 3 ، وسمك الطبقة الأولى 0.2 مم ، وسمك الطبقة الإجمالي 1.0 مم ، مما يسمح بشبكة أدق على طول الجزء الخارجي من الوجه وشبكة أقل دقة على طول منتصف الوجه.
  4. أخيرا ، استخدم تحسين الانحناء لإضافة المزيد من عناصر الشبكة في المناطق ذات الانحناء (أي عند التضيق).
    ملاحظة: يمكن أيضا استخدام خيارات تحسين الشبكة المحلية لإنشاء شبكة أدق في أوعية معينة أو مناطق التشعب أو وجوه المدخل / المخرج.
  5. راجع عناصر الشبكة بالنقر فوق الزر "معلومات الشبكة " بعد النقر بزر الماوس الأيمن على الشبكة.
    ملاحظة: يجب أن تحتوي الشبكة النهائية على عناصر ذات نسب عرض إلى ارتفاع مناسبة (نسبة الضلع الأكبر إلى الجانب الأصغر لعنصر رباعي السطوح معين ، الأصغر أفضل) ، وتوزيع العناصر التي تلتقط ميزات التدفق في المناطق الحرجة (مثل التضيق ، ومنافذ الأوعية ، والطبقات الحدودية) ، وتجنب التشويه المفرط أو التغيرات الحادة في حجم الخلية.
    يجب أن تحتوي الشبكات النهائية للهندسة الحالية ذات الأهمية على 400,000-700,000 عنصر.
    يوضح الشكل 1 أ الخطوات الحاسمة المتعلقة بهندسة المريض وتشابكه.

5. نمذجة ديناميكيات الموائع الحسابية: الظروف الحدودية

  1. لتحديد شروط الحدود، حدد نافذة إعداد الربط والحل ثم حدد أيقونة إعداد الحل . في نافذة إعداد Solver ، أضف مجموعة شروط حدود (يشار إليها باسم "مجموعة القواعد المقدمة") ثم حدد شرطا حدوديا محددا باستخدام أيقونة النسخة المخرجة .
    ملاحظة: تستخدم الشروط الحدودية لتمثيل الضغط وتدفق الدم خارج حدود النموذج المجزأ. يمكن القول إن تحديد الشروط الحدودية التي يجب استخدامها وأين يتم وصفها هو الجانب الأكثر أهمية وأهمية في أي نموذج من نماذج عقود الفروقات ويجب أن يتم بشكل متعمد وأن يكون مدعوما بمعنى ذي صلة من الناحية الفسيولوجية. يجب اختيار الشروط الحدودية وضبطها لتتناسب مع القيم الخاصة بالمريض ، وفي الحالات التي لا تتوفر فيها القيم الخاصة بالمريض ، يمكن استخدام بيانات الأدبيات لإبلاغ النموذج الحسابي.
  2. راقب شروط الحدود المتوفرة حاليا في كريمسون:
    1. المدخل: الضغط ، السرعة المحددة (شكل موجة التدفق) ، دائرة المعلمات المجمعة المخصصة (أي مجموعة تعسفية من المقاومات والمكثفات والمحاثات وعقد الضغط وعناصر الدائرة المخصصة المحددة عبر نص Python).
    2. الجدار: لا انزلاق (يشير إلى جدار صلب أو غير قابل للتشوه) ، قابل للتشوه.
    3. المخرج: الضغط ، RCR ، السرعة المحددة (شكل موجة التدفق) ، دائرة معلمة مجمعة مخصصة.
  3. انقر فوق أيقونة BC لتحديد شرط حدود معين. أولا ، حدد No Slip لتنفيذ جدران صلبة غير قابلة للتشوه وقم بتطبيقها على جميع الجدران باستخدام زر Apply on all الجدران .
  4. بعد ذلك ، انقر فوق رمز BC وحدد السرعة المحددة لاستيراد شكل موجة التدفق المحدد مسبقا (على سبيل المثال ، تدفق CCA المشتق من PC-MRI بعد تحويل فورييه). في نافذة الحالة الحدودية ، قم بتعيين ملف تعريف السرعة المكافئ إلى مدخل CCA.
    ملاحظة: في القرمزي ، تقضي الاتفاقية على أن تكون تدفقات المداخل سالبة وتدفقات المخرج موجبة.
  5. وبالمثل ، قم باستيراد شكل موجة التدفق النابض ECA (السرعة المحددة) المعاد بناؤها من PC-MRI وقم بتعيين ملف تعريف السرعة المكافئة إلى مخرج ECA.
  6. حدد أيقونة BC | RCR لملء نموذج Windkessel ثلاثي العناصر (RCR) ، والذي يتكون من مقاومة قريبة (Rp) ، ومقاومة بعيدة (Rd) ، ومكثف (C). قم بتعيين RCR إلى مخرج ICA. احسب قيم RCR التقريبية الخاصة بالمريض باستخدام بيانات تدفق PC-MRI وضغط دم المرضى.
    1. المقاومة الشريانية الكلية هي RT = Pmean / QT ، حيث متوسط ضغط الدم Pيعني = 1/3 Pالانقباضي + 2/3 Pالانبساطي ، و QT هو إجمالي تدفق القلب الذي يدخل النموذج (في هذه الحالة تدفق CCA).
    2. إجمالي الامتثال الشرياني هو CT = (QT ، max-Q T ، دقيقة) / (Pالانقباضي-P الانبساطي) * Δt ، حيث QT ، max و QT ، دقيقة هي القيم القصوى والدنيا لتدفق CCA ، و Δt هو الفاصل الزمني بين هذه القيم.
    3. يتم إبلاغ التقديرات الأولية لمعلمات نموذج Windkessel من خلال التصوير الخاص بالمريض ويتم الحصول عليها عن طريق توزيع جزء بسيط من RT و CT على منفذ ICA.
      ملاحظة: يصور الشكل 1 ب الظروف الحدودية المستخدمة في مخطط النمذجة الحالي. وتستخدم هذه الدراسة مجموعة الشروط الحدودية المذكورة أعلاه؛ ومع ذلك ، يمكن استخدام مجموعات شروط حدودية أخرى.

6. نمذجة ديناميكيات الموائع الحسابية: المحاكاة

  1. في نافذة إعداد الربط والحل ، حدد أيقونة إعداد الحل | معلمات Sovler لتحديد معلمات المحلل داخل CRIMSON.
    1. قم بتشغيل عمليات المحاكاة باستخدام حجم الخطوة الزمنية 0.1 مللي ثانية لأربع دورات قلبية.
      ملاحظة: المتبقي المطلوب لاعتبار الحل متقاربا لكل خطوة زمنية هو 1 × 10-4. لأن تضيق ICA عالي الدرجة يحتوي على مناطق من نموذج التدفق المعقد وإعادة الدورة الدموية كسائل غير نيوتوني غير قابل للانضغاط باستخدام نموذج Carreau-Yasuda. يمكن القيام بذلك عن طريق إضافة نموذج ثابت لزوجة إلى ملف إدخال المحلل (انظر 6.3.1). اضبط كثافة الدم على 1,060 كجم · م −3.
      تعمل الصيغة المستقرة للعناصر المحدودة لمعادلات Navier-Stokes غير القابلة للضغط على حل سرعة تدفق الدم والضغوط في النماذج.
  2. لبدء المحاكاة، قم بإعداد ملفات المحاكاة باستخدام Solver Setup في CRIMSON. على وجه التحديد ، قم بإنشاء ملفات تحتوي على بيانات التدفق (bct.dat) ، وتدفق المدخل في كل خطوة زمنية (bctFlowWaveform.dat) ، ومعلومات عن الشبكة والظروف الحدودية (geombc.dat) ، ومعلومات للوجه الذي يتم تطبيق كل شرط حدودي عليه (faceinfo.dat) ، ورقم الخطوة الزمنية الأولى للمحاكاة (numstart.dat) ، وبيانات Windkessel المكونة من 3 عناصر (rcrt.dat) ، والملفات التي تحتوي على معلومات عن الضغط والسرعة في كل نقطة في الشبكة (ملفات إعادة التشغيل) ، والتعليمات الخاصة ب Flowsolver (Solver.inp).
    1. أضف نموذج Carreau-Yasuda إلى solver.inp وأضفه إلى ملفات المحاكاة للسماح بنمذجة الدم كسائل غير نيوتني.
  3. لتشغيل عمليات المحاكاة، اختر من بين ما يلي:
    1. للحصول على أبسط طريقة لتشغيل أداة حل التدفق CRIMSON Navier-Stokes، اضغط على زر تشغيل المحاكاة في جزء الدراسة في نافذة إعداد الحل . سيؤدي هذا إلى فتح نافذة أوامر تسمح للمستخدم بتحديد عدد المعالجات التي يجب استخدامها.
      ملاحظة: يمكن أيضا تشغيل أداة حل التدفق من سطر الأوامر باستخدام ملف دفعي ل Windows.
      على الرغم من أن بعض عمليات المحاكاة (أي تلك التي تخضع لافتراض الحالة المستقرة) يمكن تشغيلها مباشرة من خلال CRIMSON على كمبيوتر سطح مكتب محلي يعمل بنظام Windows ، فإن عمليات المحاكاة النابضة بشبكة تتكون من العديد من العناصر رباعية السطوح (>200,000) ستتطلب مجموعة حوسبة عالية الأداء (HPC) مع نظام تشغيل Linux.
  4. استخدم محلل التدفق CRIMSON Navier-Stokes لإجراء العمليات الحسابية باستخدام 72-108 مراكز على مجموعة HPC. في حالة إجراء عمليات محاكاة على مجموعة HPC، قم بنقل جميع ملفات المحلل المسبق إلى نظام المجموعة.
    ملاحظة: ستختلف عملية نقل الملفات إلى مجموعة HPC لكل فرد ومؤسسة بناء على التكنولوجيا والبرامج المتوفرة لهم.
  5. عندما يبدأ الحل في العمل ، لاحظ أن ملف إخراج يسمى "histor.dat" تمت طباعته في سطر الأوامر. سيتم حفظ ملفات إخراج المحاكاة في دليل جديد يسمى "n-procs-case" حيث "n" هو عدد المعالجات للمحاكاة.
    1. استخدم موجه linux: tail -f histor.dat لعرض الملف "histor.dat" في الوقت الفعلي. يتكون ملف histor.dat من أعمدة متعددة. ومع ذلك ، فإن الأعمدة الأربعة الأولى هي الأكثر أهمية.
      1. لاحظ أن العمود الأول هو الخطوة الزمنية الحالية ، والتي قد تظهر عدة مرات لأنه في كل خطوة ، يتم حل معادلات Navier-Stokes عدة مرات لزيادة دقة الحل العددي قبل الانتقال إلى الخطوة التالية (أي الاقتراب من المتبقي المحدد).
      2. لاحظ أن العمود الثاني هو وقت المحاكاة المنقضي بالثواني.
      3. لاحظ أن العمود الثالث هو المتبقي غير الخطي ، وهو مقياس لجودة الحل الحالي (يشير الرقم الأقل إلى حل محسن).
      4. لاحظ أن العمود الرابع هو القيمة اللوغاريتمية للبقايا الحالية مقارنة بالبقايا الأولية في بداية المحاكاة ، والتي توفر مقياسا للبقايا الحالية بالنسبة لنقاط البداية.

7. نمذجة ديناميكيات السوائل الحسابية: المعالجة اللاحقة

  1. تحقق من التقارب بعد اكتمال المحاكاة (أي هل نجح نهج المحاكاة في تلبية الباقي المحدد). استخدم المعلومات الواردة في ملف "histor.dat" لرسم و / أو تصور البقايا.
  2. لتصور نتائج المحاكاة التفصيلية ، يلزم المعالجة اللاحقة. انتقل إلى المجلد "n-procs-case" وقم بتنفيذ postsolver و multipostsolver (كلاهما يمكن العثور عليه في ملفات تثبيت CRIMSON flowsolver).
    1. استخدم postsolver القابل للتنفيذ (postsolver -sn <الخطوة الزمنية الأخيرة> -td -ph -ybar) لإنشاء ملف "ybar" ، والذي يحتوي على مقياس للأخطاء لكل عقدة في الشبكة.
    2. استخدم multipostsolver القابل للتنفيذ (multipostsolver <الخطوة المرة الأولى> <الخطوة الزمنية الأخيرة> <الزيادة > ) لدمج ملفات إعادة التشغيل عن طريق استرداد النتائج بالزيادة المحددة بين الخطوات الزمنية الأولى والأخيرة المحددة.
  3. تحقق من الحفاظ على الكتلة عن طريق فحص الملف "FlowHist.dat" ، الذي يحتوي على أشكال موجات التدفق لتدفق CCA ، والتدفق الخارج من ECA و ICA.
  4. افحص الضغط ، بما في ذلك الحد الأقصى للضغط (SBP) ، والحد الأدنى للضغط (DBP) ، و MAP ، وضغط النبض (ضغط النبض = SBP-DBP) ، من خلال النظر إلى الملف "PressHist.dat".
  5. اضبط معلمات RCR لضمان التوافق مع المعلومات الخاصة بالمريض مثل ضغط الدم. على وجه التحديد ، يتم ضبط المقاومة والسعة بحيث يكون ضغط النبض المحاكي عند مخرج CCA في حدود 5٪ من ضغط نبض المريض و 10٪ من MAP (من قياس الكفة).
    ملاحظة: قم بزيادة المقاومة لزيادة الضغط (SBP و DBP و MAP) وزيادة الامتثال لتقليل ضغط النبض (العكس). يعد ضبط RCR عملية تكرارية ، والتي يشار إليها غالبا باسم تكرار النقطة الثابتة.

8. نمذجة ديناميكيات السوائل الحسابية: تحليل البيانات

  1. بعد اجتياز المحاكاة الضبط المعين (أي ضغط النبض المحاكي في حدود 5٪ من ضغط نبض المريض) ، قم بتصدير البيانات وتصورها وتحليلها.
  2. حدد ملف "view.pht" في المجلد الذي تم إنشاؤه بعد تشغيل الملف القابل للتنفيذ multipostsolver [على سبيل المثال (multipostsolver <الخطوة المرة الأولى> <الخطوة الزمنية الأخيرة> <الزيادة > <اسم المجلد>)] واستيراده إلى Paraview.
  3. احسب المتغيرات التالية وتصورها في Paraview.
    1. السرعة (والتدفق): يبلغ CRIMSON عن السرعة بالملم / ثانية ، ولكن في DUS يتم الإبلاغ عن سرعة التصوير بسم / ثانية. قم بتحويل السرعة إلى سم / ثانية باستخدام آلة حاسبة في Paraview.
      ملاحظة: نظرا لاستخدام حالة حدود الجدار غير القابلة للانزلاق أو الصلبة ، فإن السرعة عند الجدار ستكون صفرا. وبالتالي ، من الأفضل تصور السرعة باستخدام تقنية عرض الحجم.
      1. التقط ملف تعريف السرعة لجزء معين من النموذج (أي نقطة الحد الأقصى للتضيق) باستخدام وظيفة مقطع أو شريحة في Paraview.
    2. الضغط (ونسبة الضغط)
      ملاحظة: أبلغ كريمسون عن الضغط في باسكال (بنسلفانيا). ومع ذلك ، سريريا ، يتم الإبلاغ عن الضغط في مم زئبق. قم بتحويل الضغط إلى مم زئبق باستخدام الآلة الحاسبة بقسمة الضغط (بالباسكال) على 133.33.
      1. استخدم مقطعا أو شريحة لالتقاط الضغط القريب من تضيق ICA وبعيدا عنه. استخدم مرشح "رسم الوقت الزائد" في Paraview للحصول على شكل موجة ضغط بمرور الوقت (مشابه لشكل الموجة الذي يمكن للمرء الحصول عليه من خلال قياس الضغط الغازي).
      2. احسب نسبة الضغط بقسمة متوسط الضغط البعيد على متوسط الضغط القريب.
    3. إجهاد قص الجدار (WSS): احسب إجهاد قص الجدار بمتوسط الوقت عن طريق تحديد منطقة الاهتمام أولا (تضيق ICA) ، باستخدام آلة حاسبة للحصول على حجم WSS ، واستخدام "مرشح الإحصاءات الزمنية".
    4. احسب مؤشر القص التذبذبي (OSI) في Paraview بعد حساب WSS المتوسط الزمني (انظر أعلاه).
      ملاحظة: OSI هو قياس لمدى تغيير WSS في الاتجاه والحجم أثناء الدورة القلبية. تتراوح قيم OSI من 0 إلى 0.5 ، حيث يشير 0 إلى WSS أحادي الاتجاه ، و 0.5 يشير إلى WSS بمتوسط زمني صفر.

9. تحليل مورفولوجيا البلاك باستخدام التصوير بالرنين المغناطيسي qMatch

  1. قم بتشغيل بيانات صورة qMatch الأولية من خلال برنامج إعادة بناء الصور MATLAB للحصول على صور تمت معالجتها لاحقا ، بما في ذلك صور الدم الداكن ، ووزن T1 ، ووزن T2 ، و MRA ، و qMatch T1 Map ، و qMatch T2 Map.
  2. استخدم عارض DICOM لتصور صور التصوير بالرنين المغناطيسي qMatch التي تمت معالجتها بعد ذلك وتقييم تكوين البلاك.
    ملاحظة: يمكن ل qMatch تحديد مكونات البلاك ، بما في ذلك الكالسيوم ، والنزيف الداخلي (IPH) ، والنوى النخرية الغنية بالدهون (LRNC) ، وسمك الغطاء الليفي وحالته.
    1. بشكل عام ، سيكون لكل مكون الخصائص التالية في مجموعات بيانات qMatch (الجدول 1).
      1. الكالسيوم: انخفاض الكثافة على الدم الداكن ، والصور المرجحة T1 ، والصور المرجحة T2.
      2. IPH حديث: شديد الكثافة على T1 المرجح وشديد الكثافة على الصور المرجحة T2.
      3. IPH القديم: شديد الكثافة على T1 المرجح ومنخفض إلى مكثف على الصور المرجحة T2.
      4. LRNC: شديد الكثافة على T1 ومنخفض الكثافة على الصور المرجحة T2.
      5. FC: مكثفة للغاية إلى متساوية على الصور المرجحة ب T2.
  3. لويحات الصف ، بناء على مكوناتها ، باستخدام أنظمة تصنيف جمعية القلب الأمريكيةالمعدلة 27 و / أو Plaque-RADS (نظام التقارير والبيانات) 28 .

Results

$$\rightleftharpoonup{xx}$$ $$\longleftharp{xx}$$, $$\longrightharp{xx}$$,

يسمح استخدام سير عمل CFD المستنير بالرنين المغناطيسي المقترن بالتصوير بالرنين المغناطيسي qMatch بتحديد الأحمال الديناميكية الدموية عبر تضيق ICA والمكونات المحددة للويحات. نبدأ أولا بالتأكد من أن لدينا شبكة عالية الجودة للسماح بالتمثيل الدقيق لميزات التدفق في المناطق الحرجة. يجب أن تحتوي الشبكة النهائية على عدد كاف من عناصر الشبكة ذات نسب العرض إلى الارتفاع المنخفضة (الشكل 1 أ). من المحتمل أن تؤدي الشبكة الخشنة ذات نسب العرض إلى الارتفاع العالية إلى نتائج محاكاة غير دقيقة. ثم نمضي قدما في تحديد شروط الحدود الخاصة بنا (الشكل 1 ب). بعد الانتهاء بنجاح من المحاكاة وضبط الحالة الحدودية المناسبة ، يمكن جمع ديناميكا الدم غير الغازية والخاصة بالمريض.

مقاييس ديناميكية الدم المحددة التي يمكن قياسها ، بما في ذلك على سبيل المثال لا الحصر السرعة والتدفق والضغط (بما في ذلك نسب الضغط وتدرجات الضغط) و WSS و OSI. يوضح الشكل 2 ملف تعريف السرعة التمثيلي عبر تشعب الشريان السباتي وتضيق ICA. يمكن أن يكون تصور ملف تعريف السرعة القصوى طوال الدورة القلبية بمثابة بديل لشكل موجة السرعة المشتق من DUS. وبالتالي ، يمكن تقريب كل من PSV والسرعة الانبساطي النهائي (EDV). يوضح الشكل 3 مثالين تمثيليين للضغط (مم زئبق) عبر تشعب الشريان السباتي وتضيق ICA. يمكن قياس تدرج الضغط عن طريق جمع أشكال موجات الضغط القريبة والبعيدة من التضيق.

في الشكل 3 أ ، هناك فرق طفيف أو معدوم في الضغط القريب من (الخط الأحمر) والبعيد إلى (الخط الأزرق) التضيق. ومع ذلك ، في الشكل 3 ب ، هناك فرق كبير في الضغط القريب من (الخط الأحمر) والبعيد إلى (الخط الأزرق) التضيق. يوضح الشكل 4 مثالين تمثيليين ل WSS (Pa) تم تعيينهما عبر تشعب الشريان السباتي وتضيق ICA. في الشكل 4 أ ، يوجد WSS منخفض عبر التضيق ، بينما في الشكل 4 ب ، يوجد WSS كبير عبر التضيق. يوضح الشكل 5 مقارنة بين OSI المعين عبر تشعب الشريان السباتي قبل (الشكل 5 أ: قبل الجراحة) وبعد (الشكل 5 ب: ما بعد الجراحة) CEA. تصور خرائط ما بعد الجراحة مناطق ذات مؤشر انقطاع انقطاع أنتمي أعلى مقارنة بمرحلة ما قبل الجراحة.

بعد المعالجة اللاحقة المناسبة لصور qMatch ، سيتم إنشاء مجموعة بيانات تحتوي على ست مجموعات من DICOMs ، بما في ذلك تسلسلات الدم الداكن ، ووزن T1 ، ووزن T2 ، و MRA ، و qMatch T1 Map ، و qMatch T2 Map. باستخدام مجموعات البيانات هذه ، يمكن تصور مكونات البلاك بما في ذلك الكالسيوم و IPH و LRNC وسمك الغطاء الليفي و / أو التمزق وقياسها كميا (باستخدام خريطة T1 وتسلسل خريطة T2). يصور الجدول 1 الخصائص العامة لكل مكون من مكونات البلاك في مجموعات بيانات qMatch. يوضح الشكل 6 مجموعة بيانات qMatch تمثيلية من مريض مصاب ب IPH. تم تصوير الخطوط العريضة ل ICA بخط أبيض صلب ، بينما تم تصوير تجويف التدفق بالخط الأبيض المتقطع ، ويتم تصوير اللوحة بالخط الأصفر المتقطع. ميزات IPH (الخط الأحمر الصلب) التي تظهر من خلال إشارة شديدة الكثافة في الصورة المرجحة T1 وقياس T1 المنخفض في خريطة T1. يوضح الشكل 7 مجموعة بيانات qMatch تمثيلية من مريض مصاب بالبلاك المتكلس بشدة. تم تصوير الخطوط العريضة ل ICA بخط أبيض صلب ، بينما تم تصوير تجويف التدفق بالخط الأبيض المتقطع. الجزء المتكلس من اللويحة (الخط البرتقالي المتقطع) يتضح من خلال إشارة منخفضة الكثافة في الدم الداكن ، والصور المرجحة T1 ، والصور المرجحة T2.

figure-results-1
الشكل 1: نظرة عامة على طريقة نمذجة ديناميكيات السوائل الحسابية. (أ) إنشاء هندسة وتشابك خاص بالمريض بالإضافة إلى (ب) مواصفات الظروف الحدودية. (أ) يتم استيراد بيانات صورة DICOM غير المحددة من CTA إلى CRIMSON ، ويتم تحديد التشريح المثير للاهتمام (بما في ذلك CCA و ICA و ECA). يتم وضع نقاط الخط المركزي على طول كل وعاء داخل التشريح محل الاهتمام. يتم تحديد حدود جدار الوعاء عن طريق إضافة ملامح. يتم رفع فروع السفينة ، ثم دمجها مع عملية شرائح. ثم يتم تقسيم النموذج الهندسي النهائي إلى شبكة ، تتكون من عناصر رباعية السطوح متعددة مع صقل شبكي محلي على مستوى التضيق. (ب) يتم وصف Windkessel المكون من 3 عناصر لمخرج ICA للسماح بالاختلافات في الضغط والسرعة. يتم الحصول على التصوير بالرنين المغناطيسي PC-2D ببوابات القلب على مستوى CCA عند C5 (الدائرة الحمراء والقطع الناقص) وفوق التشعب السباتي في ECA القريب (الدائرة البرتقالية والقطع الناقص) ومنتصف ICA البعيد عن الآفة (الدائرة الزرقاء والقطع الناقص) لقياس الأشكال الموجية لتدفق الدم الحجمي. يتم وصف شكل موجة التدفق لمدخل CCA ومخرج ECA. الاختصارات: CTA = تصوير الأوعية الدموية بالتصوير المقطعي المحوسب. CCA = الشريان السباتي المشترك; ICA = الشريان السباتي الداخلي. ECA = الشريان السباتي الخارجي. PC = تباين الطور. الرجاء النقر هنا لعرض نسخة أكبر من هذا الرقم. 

figure-results-2
الشكل 2: معلومات السرعة من سير عمل العقود مقابل الفروقات. يمين) السرعة (سم / ثانية) تم تعيينها إلى نموذج لتشعب الشريان السباتي بما في ذلك CCA و ECA و ICA مع تضيق شديد في المنظر الأمامي. إلى اليسار) يمكن تصور السرعة القصوى بمرور الوقت لدورة قلبية واحدة ، والتي تعمل كبديل للموجات فوق الصوتية المزدوجة. الاختصارات: CCA = الشريان السباتي المشترك. ECA = الشريان السباتي الخارجي. ICA = الشريان السباتي الداخلي. الرجاء النقر هنا لعرض نسخة أكبر من هذا الرقم.

figure-results-3
الشكل 3: مثال تمثيلي للضغط (مم زئبق) تم تعيينه عبر تشعب الشريان السباتي لحالتين في المنظر الأمامي. يتم تعيين الضغط إلى النماذج الهندسية ل CCA و ECA و ICA. (أ) حالة ذات اختلاف ضئيل أو معدوم في الضغط القريب من (الخط الأحمر ، شكل موجة الضغط الأحمر) والبعيد إلى (الخط الأزرق ، شكل موجة الضغط الأزرق) تضيق ICA. (ب) حالة ذات اختلاف كبير في الضغط القريب من (الخط الأحمر ، شكل موجة الضغط الأحمر) والبعيدة إلى (الخط الأزرق ، شكل موجة الضغط الأزرق) تضيق ICA. الاختصارات: CCA = الشريان السباتي المشترك. ECA = الشريان السباتي الخارجي. ICA = الشريان السباتي الداخلي. الرجاء النقر هنا لعرض نسخة أكبر من هذا الرقم.

figure-results-4
الشكل 4: مثال تمثيلي لإجهاد قص الجدار (Pa) المعين عبر تشعب الشريان السباتي لحالتين في المنظر الأمامي. تم تعيين WSS إلى النماذج الهندسية ل CCA و ECA و ICA. (أ) حالة ذات انخفاض WSS عبر تضيق ICA. (ب) حالة مع WSS كبير عبر تضيق ICA. الاختصارات: WSS = إجهاد قص الجدار. CCA = الشريان السباتي المشترك; ECA = الشريان السباتي الخارجي. ICA = الشريان السباتي الداخلي. الرجاء النقر هنا لعرض نسخة أكبر من هذا الرقم. 

figure-results-5
الشكل 5: مقارنة مؤشر القص التذبذبي قبل (قبل الجراحة) وبعد (بعد الجراحة) استئصال باطنة الشريان السباتي ، بما في ذلك كل من الرؤى الأمامية والخلفية. يتم تعيين OSI إلى النماذج الهندسية ل CCA و ECA و ICA. يتم تسليط الضوء على الآفة والآفة التي تم إصلاحها (الأجزاء التي تتم فيها مقارنة OSI). تصور خرائط ما بعد الجراحة مناطق ذات OSI أعلى مقارنة بما قبل الجراحة. الاختصارات: OSI = مؤشر القص التذبذبي; CCA = الشريان السباتي المشترك; ECA = الشريان السباتي الخارجي. ICA = الشريان السباتي الداخلي. CEA = استئصال باطنة الشريان السباتي. الرجاء النقر هنا لعرض نسخة أكبر من هذا الرقم. 

figure-results-6
الشكل 6: مجموعة بيانات qMatch تمثيلية من مريض مصاب بنزيف داخل اللحم. (أ) الدم الداكن ، (ب) T1 المرجح ، (ج) T2 المرجح ، (د) MRA ، (ه) خريطة qMatch T1 ، و (و) تسلسلات خريطة qMatch T2. تم تصوير الخطوط العريضة ل ICA بخط أبيض صلب ، بينما تم تصوير تجويف التدفق بالخط الأبيض المتقطع ، ويتم تصوير اللوحة بالخط الأصفر المتقطع. ميزات IPH (الخط الأحمر الصلب) التي تظهر من خلال إشارة شديدة الكثافة في الصورة المرجحة T1 وقياس T1 المنخفض في خريطة T1. الاختصارات: IPH = نزيف داخلي. الرجاء النقر هنا لعرض نسخة أكبر من هذا الرقم.

figure-results-7
الشكل 7: مجموعة بيانات qMatch تمثيلية من مريض مصاب بالبلاك المتكلس. (أ) الدم الداكن ، (ب) T1 المرجح ، (ج) T2 المرجح ، (د) MRA ، (ه) خريطة qMatch T1 ، و (F) تسلسلات خريطة qMatch T2. تم تصوير الخطوط العريضة ل ICA بخط أبيض صلب ، بينما تم تصوير تجويف التدفق بالخط الأبيض المتقطع. الجزء المتكلس من اللويحة (الخط البرتقالي المتقطع) يتضح من خلال إشارة منخفضة الكثافة في الدم الداكن ، والصور المرجحة T1 ، والصور المرجحة T2. الرجاء النقر هنا لعرض نسخة أكبر من هذا الرقم.

مكون البلاكمراالدم الداكنT1wT2wخريطة T1خريطة T2
IPH++تستخدم للقياس الكميتستخدم للقياس الكمي
كالسيوم---تستخدم للقياس الكميتستخدم للقياس الكمي
LRNC=-تستخدم للقياس الكميتستخدم للقياس الكمي
غطاء ليفي-/=-/=-تستخدم للقياس الكميتستخدم للقياس الكمي

الجدول 1: خصائص مكونات البلاك على مجموعات بيانات qMatch. الاختصارات: MRA = تصوير الأوعية بالرنين المغناطيسي. T1w = T1 مرجح. T2w = T2 مرجح. IPH = نزيف داخلي. LRNC = نواة نخرية غنية بالدهون ؛ + = شديد الشدة. - = مكثف (=) متساوي مكثف.

Discussion

$$\rightleftharpoonup{xx}$$ $$\longleftharp{xx}$$, $$\longrightharp{xx}$$,

هنا ، قدمنا بروتوكولا لتوصيف الأحمال الديناميكية الدموية وتكوين البلاك بشكل غير جراحي عبر تضيق ICA ، وبالتالي توفير تقييم أكثر شمولا لإمكانات الانسداد من طرائق التشخيص الحالية التي تقيم نسبة التضيق وحدها. نبدأ بالحصول على بيانات تصوير المريض والضغط بطريقة بأثر رجعي ومستقبلية ، بما في ذلك بيانات CTA و PC-MRI وبيانات سوار ضغط الدم لإبلاغ نماذج CFD الخاصة بنا. علاوة على ذلك ، نقوم بضبط الشروط الحدودية في نموذجنا ، وتحديدا نموذج Windkessel ، ليتوافق مع بيانات المريض المعروفة. على هذا النحو ، يسمح هذا البروتوكول بجمع بيانات دقيقة ومحددة للمريض تتعلق بعوامل الخطر ذات الصلة من الناحية الفسيولوجية للانسداد اللويحي والسكتة الدماغية.

يعد إبلاغ النماذج والظروف الحدودية ببيانات دقيقة من الناحية الفسيولوجية والخاصة بالمريض أمرا بالغ الأهمية للحصول على نتائج محاكاة دقيقة. تعتمد بعض عمليات المحاكاة الحسابية في الفضاء الدماغي الوعائي على DUS أو الطرق العددية أو الافتراضات المحددة لغير المريض لاشتقاق أشكال موجات التدفق21،29،30،31. يعد استخدام DUS جذابا نظرا لأنه متاح على نطاق واسع ، ويستخدم بشكل متكرر في البيئات السريرية ، وله تكلفة أقل ، ويمكن الوصول إليه بسهولة. ومع ذلك ، يعتبر PC-MRI بشكل عام طريقة أكثر دقة لقياس التدفق32،33،34. يمكن ل PC-MRI تحديد السرعة بشكل مباشر في مواقع متعددة داخل التجويف ، وبالتالي استيعاب عدم التماثل داخل مجال التدفق داخل الوعاء ، وبالتالي يوفر تصويرا أكثر شمولا لديناميكيات التدفق32،33. لا يخضع التصوير بالرنين المغناطيسي PC-أيضا للتحيزات الخاصة بالمشغل التي تقدمها DUS مثل زاوية الاستجواب وموقع اختيار القياس. من ناحية أخرى ، غالبا ما تعتمد DUS على المشغل وتكون أقل دقة في التقاط مساحة السفينة وأنماط التدفق المعقدة التي غالبا ما تؤدي إلى تدفقات غير دقيقة. ومع ذلك ، فإن قياسات تدفق التصوير بالرنين المغناطيسي PC-ليست مثالية مع خطأ تقريبي بنسبة 10٪35،36. يجب إيلاء اهتمام خاص لضمان ترميز السفينة المناسب ، والحفاظ على مستوى صورة متعامد مع محوري السفينة ، والدقة الزمنية والخاصة المناسبة ، والتقليل إلى أدنى حد من أخطاء إزاحةالطور 37. أخيرا ، قد يبالغ التصوير بالرنين المغناطيسي في تقدير التضيق مقارنة ب CTA الذي يجب مراعاته عند تقييم هندسة المريض38. هناك ما يبرر العمل المستقبلي ، الذي يركز على مقارنة المخرجات الديناميكية الدموية من نماذج CFD المستنيرة بأشكال موجات تدفق DUS وتلك المستنيرة بأشكال موجات تدفق PC-MRI.

يمكن أن يكون لاختيار الظروف الحدودية للتدفق الخارج تأثير كبير على مجالات السرعة والضغط في محاكاة CFD لتدفق الدم. في نهجنا ، اخترنا فرض شكل موجة تدفق مكافئ على ECA وإقران ICA بنموذج Windkessel المكون من ثلاثة عناصر. يسمح هذا النهج لمواصفات الحالة الحدودية بفرض قوي للحفاظ على الكتلة بين المدخل والمخارج ، مع تمكين المطابقة الدقيقة لضغط دم المريض39. وبالتالي ، شعرنا أن هذا من شأنه أن يوفر التصوير الأكثر دقة لديناميكا الدم ICA. ومع ذلك ، نظرا لأننا نفرض شكل موجة تدفق على أحد منافذ نموذجيتنا (أي ECA) ، من المهم التأكد من مزامنة شكل موجة التدفق الخارج مع شكل موجة التدفق الداخليCCA 39. في نهجنا ، أصبح هذا ممكنا من خلال جمع بيانات التدفق الخاصة بنا من التصوير بالرنين المغناطيسي للجهاز القلبي ثنائي الأبعاد. ومع ذلك ، في الحالات التي يكون فيها الحصول على مثل هذه البيانات غير عملي ، قد يكون نهج الشرط الحدودي المختلف مفيدا (أي اقتران كل من ECA و ICA بنماذج Windkessel المكونة من ثلاثة عناصر) بحيث لا يلزم وضع افتراضات في المحاذاة الزمنية لأشكال موجات التدفق الداخل والخارج39.

هناك قيود مهمة لهذا البروتوكول يجب وضعها في الاعتبار. أولا ، نظرا لأن نهج النمذجة هذا يتكون فقط من تشعب الشريان السباتي المماثل ، فإنه لا يشمل دائرة ويليس و / أو العوامل المهمة التي تؤثر على ديناميكا الدم الدماغية ، مثل وجود ضمانات أو مدى تضيق ICA المقابل. ثبت أن المرضى الذين يعانون من مسارات جانبية غير مكتملة في دائرة ويليس لديهم معدلات أعلى من السكتة الدماغية الشديدة والتشخيص الأسوأ بعد السكتة الدماغية40،41،42. علاوة على ذلك ، ارتبط وجود ضمانات براءات الاختراع بانخفاض خطر الإصابة بالسكتة الدماغية والنوبة الإقفارية العابرة9،43،44. بالإضافة إلى ذلك ، أظهرت العديد من الدراسات أن وجود تضيق ICA المقابل (أو الانسداد) يؤثر على سرعات ICA المماثلة45،46،47،48. علاوة على ذلك ، أثبتت مجموعتنا مؤخرا أن تضيق ICA المقابل الشديد وانسداداته تؤثر على ICA WSS المماثل والضغوط49. ومع ذلك ، فإن نمذجة دائرة ويليس بأكملها تستهلك موارد كثيفة الاستخدام وتحد من المنفعة السريرية لبروتوكولنا الحالي.

هناك قيود إضافية لنموذجنا وهو أننا لم نسمح بالتغييرات في المقاومة والامتثال في مخرج ICA وبالتالي لا نأخذ في الحسبان التنظيم الذاتي الدماغي الذي قد يؤثر على توزيع تدفق الدم مع شدة تضيق مختلفة. علاوة على ذلك ، قمنا بنمذجة جدران الأوعية على أنها صلبة وليست قابلة للتشوه. ومع ذلك ، نظرا لأن تضيق الشريان السباتي يرتبط بزيادة تصلب الأوعية الدموية ، فإننا نشعر أن افتراض الجدار الصلب معقول. بالإضافة إلى ذلك ، لا توجد عتبات محددة جيدا ل WSS و PG لمستويات مختلفة من تضيق ICA ولم يتم تحديد الارتباطات بخطر السكتة الدماغية بعد ، وبالتالي في نموذجنا الحالي لم نتحقق من صحة قابلية الترجمة السريرية ولا يمكننا حتى الآن تقدير خطر السكتة الدماغية للمريض. أخيرا ، تسلسل التصوير بالرنين المغناطيسي qMatch غير متاح بسهولة في ماسحات التصوير بالرنين المغناطيسي القياسية. يتطلب qMatch جهاز التصوير بالرنين المغناطيسي 3T ويتطلب استيرادا يدويا للتسلسل لأنه ليس تسلسل التصوير بالرنين المغناطيسي السريري القياسي. علاوة على ذلك ، كما يحدد بروتوكولنا ، يتطلب qMatch معالجة لاحقة معقدة في MATLAB مما قد يحد من قابليته للتعميم على الاستخدام السريري على نطاق واسع.

هناك ما يبرر مقاييس جديدة لتحديد وتقييم التأثير الديناميكي الدموي لتضيق ICA ، وتحديد مخاطر السكتة الدماغية الفردية بشكل أفضل ، كما يتضح من الأولوية البحثية القصوى الحالية من جمعية جراحة الأوعية الدموية: تطوير أدوات التشخيص وتقنيات التصوير واستراتيجيات الاختيار التي تهدف إلى تحديد المرضى الذين سيستفيدون من علاج تضيق ICA بدون أعراض50. هذا البروتوكول مجهز جيدا لتوصيف كل من الأحمال الديناميكية الدموية وتكوين البلاك عبر تضيق ICA ، وبالتالي توفير تقييم أكثر شمولا لإمكانات انسداد لويحات ICA من طرائق التشخيص الحالية. في عملنا المستقبلي ، نسعى إلى تحديد ارتباط مقاييس ديناميكا الدم بشكل أفضل (مثل WSS و PG) بخطر الإصابة بالانسداد اللويحي ICA والسكتة الدماغية.

Disclosures

$$\rightleftharpoonup{xx}$$ $$\longleftharp{xx}$$, $$\longrightharp{xx}$$,

يعلن أصحاب البلاغ عدم وجود تضارب في المصالح.

Acknowledgements

$$\rightleftharpoonup{xx}$$ $$\longleftharp{xx}$$, $$\longrightharp{xx}$$,

تم دعم هذه الدراسة من قبل المعهد الوطني للصحة F32HL168968 وجمعية فريدريك أ. كولر الجراحية.

Materials

List of materials used in this article
NameCompanyCatalog NumberComments
قرمزيغير متاحغير متاحبرنامج مفتوح المصدر عبر الإنترنت
حورسحورسغير متاحبرنامج مفتوح المصدر عبر الإنترنت
MATLAB الإصدار 14أعمال الرياضياتغير متاح
بارافيوغير متاحغير متاحبرنامج مفتوح المصدر عبر الإنترنت
سيمنز 3T VIDA MRI SCANNER&NBSP;سيمنز هيلثينيرزغير متاح

References

$$\rightleftharpoonup{xx}$$ $$\longleftharp{xx}$$, $$\longrightharp{xx}$$,
  1. Flaherty, M. L., et al. Carotid artery stenosis as a cause of stroke. Neuroepidemiology. 40, 36-41 (2013).
  2. Feske, S. K. Ischemic stroke. Am J Med. 134 (12), 1457-1464 (2021).
  3. Kelly-Hayes, M., et al. The influence of gender and age on disability following ischemic stroke: the Framingham study. J Stroke Cerebrovasc Dis. 12 (3), 119-126 (2003).
  4. Virani, S. S., et al. Heart disease and stroke statistics-2020 update: a report from the American Heart Association. Circulation. 141 (9), e139-e596 (2020).
  5. Group Members, W. riting, et al. Heart disease and stroke statistics-2012 update: a report from the American Heart Association. Circulation. 125 (1), e3-e218 (2012).
  6. Lalla, R., Raghavan, P., Chaturvedi, S. Trends and controversies in carotid artery stenosis treatment. F1000Res. 9, 940(2020).
  7. Saini, V., Guada, L., Yavagal, D. R. Global epidemiology of stroke and access to acute ischemic stroke interventions. Neurology. 97, S6-S16 (2021).
  8. Saba, L., et al. Carotid artery wall imaging: perspective and guidelines from the ASNR vessel wall imaging study group and expert consensus recommendations of the American Society of Neuroradiology. AJNR Am J Neuroradiol. 39 (2), E9-E31 (2018).
  9. Bisschops, R. H. C., et al. Collateral flow and ischemic brain lesions in patients with unilateral carotid artery occlusion. Neurology. 60 (9), 1435-1441 (2003).
  10. Li, Y., et al. Clinical features and the degree of cerebrovascular stenosis in different types and subtypes of cerebral watershed infarction. BMC Neurol. 17 (1), 166(2017).
  11. Slager, C., et al. The role of shear stress in the generation of rupture-prone vulnerable plaques. Nat Rev Cardiol. 2 (8), 401-407 (2005).
  12. Liu, J., et al. Functional assessment of cerebral artery stenosis: a pilot study based on computational fluid dynamics. J Cereb Blood Flow Metab. 37 (7), 2567-2576 (2017).
  13. Zhang, C., et al. Flow patterns and wall shear stress distribution in human internal carotid arteries: the geometric effect on the risk for stenoses. J Biomech. 45 (1), 83-89 (2012).
  14. Dolan, J. M., Kolega, J., Meng, H. High wall shear stress and spatial gradients in vascular pathology: a review. Ann Biomed Eng. 41, 1411-1427 (2013).
  15. Howard, D. P. J., et al. Risk of stroke in relation to degree of asymptomatic carotid stenosis: a population-based cohort study, systematic review, and meta-analysis. Lancet Neurol. 20 (3), 193-202 (2021).
  16. Fan, Z., et al. Multi-contrast atherosclerosis characterization (MATCH) of carotid plaque with a single 5-min scan: technical development and clinical feasibility. J Cardiovasc Magn Reson. 16 (1), 53(2014).
  17. Xie, Y., et al. Quantitative multi-contrast atherosclerosis characterization: comprehensive quantitative evaluation of atherosclerosis in a single scan. Abstract #3122. ISMRM 25th annual meeting. , (2017).
  18. Schollenberger, J., et al. A combined computational fluid dynamics and arterial spin labeling MRI modeling strategy to quantify patient-specific cerebral hemodynamics in cerebrovascular occlusive disease. Front Bioeng Biotechnol. 9, 722445(2021).
  19. Schollenberger, J., et al. A magnetic resonance imaging-based computational analysis of cerebral hemodynamics in patients with carotid artery stenosis. Quant Imaging Med Surg. 13 (2), 1126-1137 (2023).
  20. Cibis, M., et al. Wall shear stress calculations based on 3D cine phase contrast MRI and computational fluid dynamics: a comparison study in healthy carotid arteries. NMR Biomed. 27 (7), 826-834 (2014).
  21. Liu, X., et al. Functional assessment of the stenotic carotid artery by CFD-based pressure gradient evaluation. Am J Physiol Heart Circ Physiol. 311 (3), H645-H653 (2016).
  22. Raschi, M., et al. CFD and PIV analysis of hemodynamics in a growing intracranial aneurysm. Int J Numer Method Biomed Eng. 28 (2), 214-228 (2012).
  23. Rayz, V. L., et al. Numerical simulations of flow in cerebral aneurysms: comparison of CFD results and in vivo MRI measurements. J Biomech Eng. 130 (5), 051011(2008).
  24. Arthurs, C. J., et al. CRIMSON: an open-source software framework for cardiovascular integrated modelling and simulation. PLoS Comput Biol. 17 (5), e1008881(2021).
  25. Xiao, N., Humphrey, J. D., Figueroa, C. A. Multi-scale computational model of three-dimensional hemodynamics within a deformable full-body arterial network. J Comput Phys. 244, 22-40 (2013).
  26. Barnett, H. J. M., et al. Benefit of carotid endarterectomy in patients with symptomatic moderate or severe stenosis. N Engl J Med. 339 (20), 1415-1425 (1998).
  27. Cai, J. -M., et al. Classification of human carotid atherosclerotic lesions with in vivo multicontrast magnetic resonance imaging. Circulation. 106 (11), 1368-1373 (2002).
  28. Saba, L., et al. Carotid Plaque-RADS: a novel stroke risk classification system. JACC Cardiovasc Imaging. 17 (1), 62-75 (2024).
  29. Buchanan, J. R., Kleinstreuer, C. Simulation of particle-hemodynamics in a partially occluded artery segment with implications to the initiation of microemboli and secondary stenoses. J Biomech Eng. 120 (4), 446-454 (1998).
  30. Augst, A. D., et al. Accuracy and reproducibility of CFD predicted wall shear stress using 3D ultrasound images. J Biomech Eng. 125 (2), 218-222 (2003).
  31. Allott, C. P., et al. Volumetric assessment of carotid artery bifurcation using freehand-acquired, compound 3D ultrasound. Br J Radiol. 72 (855), 289-292 (1999).
  32. He, Y., et al. Comparison of hemodialysis arteriovenous fistula blood flow rates measured by Doppler ultrasound and phase-contrast magnetic resonance imaging. J Vasc Surg. 68 (6), 1848-1857.e2 (2018).
  33. Chatzimavroudis, G. P., et al. Evaluation of the precision of magnetic resonance phase velocity mapping for blood flow measurements. J Cardiovasc Magn Reson. 3 (1), 11-19 (2001).
  34. Khan, M. A., et al. Measurement of cerebral blood flow using phase contrast magnetic resonance imaging and duplex ultrasonography. J Cereb Blood Flow Metab. 37 (2), 541-549 (2017).
  35. Nayak, K. S., et al. Cardiovascular magnetic resonance phase contrast imaging. J Cardiovasc Magn Reson. 17 (1), 71(2015).
  36. Papaharilaou, Y., Doorly, D. J., Sherwin, S. J. Assessing the accuracy of two-dimensional phase-contrast MRI measurements of complex unsteady flows. J Magn Reson Imaging. 14 (6), 714-723 (2001).
  37. Lotz, J., et al. Cardiovascular flow measurement with phase-contrast MR imaging: basic facts and implementation. Radiographics. 22 (3), 651-671 (2002).
  38. Antiga, L., Wasserman, B. A., Steinman, D. A. On the overestimation of early wall thickening at the carotid bulb by black blood MRI, with implications for coronary and vulnerable plaque imaging. Magn Reson Med. 60 (5), 1020-1028 (2008).
  39. Vignon-Clementel, I. E., et al. Outflow boundary conditions for three-dimensional finite element modeling of blood flow and pressure in arteries. Comput Methods Appl Mech Eng. 195 (29-32), 3776-3796 (2006).
  40. Oumer, M., Alemayehu, M., Muche, A. Association between circle of Willis and ischemic stroke: a systematic review and meta-analysis. BMC Neurosci. 22 (1), 3(2021).
  41. Lin, E., et al. Incomplete circle of Willis variants and stroke outcome. Eur J Radiol. 153, 110383(2022).
  42. Zhou, H., et al. Correlation between the integrity of the circle of Willis and the severity of initial noncardiac cerebral infarction and clinical prognosis. Medicine. 95 (10), e2892(2016).
  43. Henderson, R. D., et al. Angiographically defined collateral circulation and risk of stroke in patients with severe carotid artery stenosis. Stroke. 31 (1), 128-132 (2000).
  44. Hendrikse, J., et al. Collateral ability of the circle of Willis in patients with unilateral internal carotid artery occlusion: border zone infarcts and clinical symptoms. Stroke. 32 (12), 2768-2773 (2001).
  45. Henderson, R. D., et al. Effect of contralateral carotid artery stenosis on carotid ultrasound velocity measurements. Stroke. 31 (11), 2636-2640 (2000).
  46. AbuRahma, A. F., et al. Effect of contralateral severe stenosis or carotid occlusion on duplex criteria of ipsilateral stenoses: comparative study of various duplex parameters. J Vasc Surg. 22 (6), 751-762 (1995).
  47. Sachar, R., et al. Severe bilateral carotid stenosis: the impact of ipsilateral stenting on Doppler-defined contralateral stenosis. J Am Coll Cardiol. 43 (8), 1358-1362 (2004).
  48. Busuttil, S. J., et al. Carotid duplex overestimation of stenosis due to severe contralateral disease. Am J Surg. 172 (2), 144-147 (1996).
  49. Braet, D. J., et al. A systematic evaluation of the impact of contralateral stenosis on ipsilateral internal carotid artery hemodynamics. J Vasc Surg. 80 (3), e57(2024).
  50. Tzeng, E., et al. Updated research priorities of the Society for Vascular Surgery. J Vasc Surg. 76 (6), 1432-1439.e2 (2022).

Reprints and Permissions

Request permission to reuse the text or figures of this JoVE article

Request Permission

Tags

Carotid Artery StenosisPlaque MorphologyMagnetic Resonance ImagingComputational Fluid DynamicsPlaque HemodynamicsWall Shear StressPlaque CompositionWindkessel ModelVessel ContouringNon Newtonian Blood Flow

Related Articles