Method Article

Ein auf Magnetresonanztomographie basierendes Computerprotokoll zur Analyse der Plaquemorphologie und Hämodynamik bei Patienten mit Carotisstenose

DOI:

10.3791/68447

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August 12th, 2025

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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

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

Die Beurteilung der Stenose der Arteria carotis interna (ICA) basiert auf der Schätzung der prozentualen Stenose, die physiologisch relevante Risikofaktoren für einen Schlaganfall wie die Plaquezusammensetzung und die Hämodynamik nicht berücksichtigt. Dieses Protokoll nutzt quantitative Magnetresonanztomographie und Computational Fluid Dynamics, um die Zusammensetzung und Hämodynamik von ICA-Plaques zu charakterisieren.

Abstract

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Die derzeitige Beurteilung und Behandlung der Stenose der Arteria carotis interna (ICA) basiert auf der Schätzung der prozentualen Stenose mittels Duplex-Ultraschall (DUS) oder Computertomographie-Angiographie (CTA), die physiologisch relevante Risikofaktoren für einen Schlaganfall, wie z. B. Plaque-Vulnerabilität und Hämodynamik, nicht berücksichtigt. Die Kenntnis der Zusammensetzung der Halsschlagaderplaque und der hämodynamischen Lasten auf der Plaque kann genutzt werden, um das embolische Potenzial der Plaque viel vollständiger zu beurteilen, anstatt nur die prozentuale Stenose zu verwenden. Durch die Kombination von Magnetresonanztomographie (MRT) und patientenspezifischer Computational Fluid Dynamics (CFD) können Unterschiede sowohl in der Hämodynamik einer ICA-Stenose als auch in der Plaquezusammensetzung identifiziert werden. Die quantitative Multikontrast-Atherosklerose-Charakterisierung (qMatch) MRT ermöglicht eine detaillierte Analyse der Plaquezusammensetzung. CFD-Modelle können mit Hilfe der Phasenkontrast-MRT (PC) erstellt werden, die zur Erfassung von Strömungswellenformen und CTA- und/oder Time-of-Flight-MRT-Anatomie verwendet werden kann. Nach der Erstellung eines geometrischen 3D-Modells der Halsschlagader-Bifurkation werden PC-MRT-abgeleitete Wellenformen für den Zufluss der Arteria carotis communis und den Ausfluss der Arteria carotis externa verschrieben. Ein dreiteiliges Windkessel-Modell, das iterativ auf den Blutdruck des Patienten abgestimmt ist, wird dann der ICA verschrieben. Schließlich werden Lösungen für die inkompressiblen Navier-Stokes-Gleichungen erhalten, um eine hochauflösende Geschwindigkeit und einen hochaufgelösten Druck bereitzustellen und so die Hämodynamik über die Carotis-Bifurkation und die ICA-Stenose zu erfassen. Dieser Artikel enthält ein detailliertes Protokoll, das eine nicht-invasive und patientenspezifische Charakterisierung der Plaquezusammensetzung und der hämodynamischen Belastung von Patienten mit ICA-Stenose ermöglicht.

Introduction

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Die Stenose der Arteria carotis interna (ICA) ist eine der Hauptursachen für Schlaganfall, langfristige Behinderung und Tod 1,2,3,4,5,6,7. Die derzeitige Beurteilung und Behandlung der ICA-Stenose basiert auf der Schätzung der prozentualen Stenose mittels Duplex-Ultraschall (DUS)-Geschwindigkeiten oder Querschnittsanatomie [Computertomographie-Angiogramm (CTA) und/oder Magnetresonanztomographie (MRT)]. Die prozentuale Stenose berücksichtigt jedoch nicht physiologisch relevante Risikofaktoren für einen Schlaganfall wie Plaque-Vulnerabilität und hämodynamische Lasten über die Plaque 8,9,10,11,12,13,14. Obwohl bei symptomatischen Patienten mit einer Stenose von mehr als 50 % ein verringertes Schlaganfallrisiko nach Karotis-Endarteriektomie (CEA) nachgewiesen wurde, wird der Nutzen von CEA bei asymptomatischen Patienten diskutiert 3,4. Tatsächlich behalten sich viele Chirurgen operative Eingriffe bei Patienten mit stenotischen Läsionen >80 % und/oder bei Fällen mit risikoreicher (anfälliger) Plaquemorphologie vor15. Verbesserte Methoden zur Bestimmung, welche ICA-Stenosen ein Risiko für eine Plaqueembolie darstellen und somit von CEA profitieren würden, sind gerechtfertigt.

Die quantitative Multikontrast-Atherosklerose-Charakterisierung (qMatch) ist eine MRT-Technik, die eine Low-Rank-Modellierung verwendet, um eine hochauflösende 3D-Bildgebung zu ermöglichen, die gleichzeitig registrierte Multikontrast-Bilder von dunklem und hellem Blut sowie Relaxometrie-Bilder für eine umfassende und quantitative Beurteilung von arteriellen Karotisplaques liefert16,17. qMatch hat im Vergleich zur herkömmlichen MRT eine verbesserte isotrope 3D-Auflösung, eine große anatomische Abdeckung und eine quantitative Beurteilung der Plaquelast der Halsschlagader. Die patientenspezifische Computational Fluid Dynamics (CFD) kann verwendet werden, um die hämodynamischen Lasten auf die Plaque zu charakterisieren und so einzigartige Informationen über das hämodynamische und biomechanische Risiko von zerebrovaskulären embolischen Ereignissen zu liefern 18,19,20,21,22,23. Die Kenntnis der Zusammensetzung der Carotis-Plaque und der hämodynamischen Belastungen der Plaque könnte genutzt werden, um eine umfassendere Beurteilung des Emboliepotenzials zu ermöglichen als die prozentuale Stenose allein. In dieser Arbeit stellen wir ein Protokoll vor, das sowohl qMatch-MRT als auch MRT-informierte CFD verwendet, um Unterschiede in der Plaquezusammensetzung und Hämodynamik einer ICA-Stenose zu identifizieren.

Protocol

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Die Studie wurde vom Institutional Review Board der University of Michigan genehmigt und die Einverständniserklärung jedes Studienteilnehmers eingeholt. Dieses Protokoll verwendet CRIMSON, ein validiertes Open-Source-Framework für die numerische Hämodynamik, das wichtige computergestützte Modellierungsaufgaben wie die Netzgenerierung, die Spezifikation von Randbedingungen und die Finite-Elemente-Analyse24,25 ausführt. Um CRIMSON herunterzuladen und/oder Modellierungs-Tutorials zu überprüfen, besuchen Sie die Website (https://crimson.software). Für die CRIMSON GUI ist ein Windows-Betriebssystem erforderlich. Der CRIMSON Flow Solver ist sowohl für Windows als auch für Linux verfügbar.

1. Patientenrekrutierung und patientenspezifische Datenerfassung

  1. Rekrutierung erwachsener Patienten, bei denen eine schwere ICA-Stenose diagnostiziert wurde, die anhand von DUS und/oder CTA nachgewiesen wurde (gemäß den Kriterien der North American Symptomatic Carotis Endarterectomy Study (NASCET))26. Eingeschlossen sind Patienten, bei denen keine Kontraindikation für die MRT (z. B. metallische Implantate) oder MRT-Intoleranz (d. h. Klaustrophobie, Unfähigkeit, flach zu liegen/still zu bleiben) besteht. Patientinnen ausschließen, wenn sie schwanger sind oder eine Kontraindikation für die MRT haben. Holen Sie eine Einwilligungserklärung ein, die eine Diskussion und ein Verständnis des Studienverfahrens, der Risiken, des Nutzens, der Vertraulichkeitszusicherungen, der Studiendauer und des Rechts auf Rücktritt von der Studie umfassen sollte.
  2. Erhalten Sie retrospektive und/oder prospektive Patientendaten, um CFD-Modelle zu informieren. Verwenden Sie CTA-, MRT- und/oder Angiographie-Bilder für die Patientenanatomie.
    HINWEIS: Auf die Randbedingungen wird später noch näher eingegangen. Im Allgemeinen umfassen die Daten zur Information über die Randbedingungen jedoch häufig nicht-invasiven oder invasiven Druck, DUS-Geschwindigkeiten und/oder Phasenkontrast (PC)-MRT-abgeleitete Strömungen.
  3. Führen Sie vor der MRT für jeden eingeschlossenen Patienten ein detailliertes MRT-Sicherheitsformular vor dem Screening durch, um Kontraindikationen für die MRT zu identifizieren. Überprüfen Sie MRT-Sicherheitsformulare mit 2+ Mitgliedern des Studienteams. Weisen Sie die eingeschriebenen Probanden an, alle metallischen Gegenstände auszuziehen und ihnen ein Kleid zu geben.
  4. Positionieren Sie den Probanden in Rückenlage auf einem 3T-MRT-System, stellen Sie Gehörschutz und Decke für den Patientenkomfort bereit und positionieren Sie eine Kopf- und Halsspule.
  5. Nachdem Sie erste Lokalisierungssequenzen durchgeführt haben, um die richtige Orientierung über der Halsschlagadergabelung zu ermitteln, führen Sie die folgenden drei Sequenzen durch:
    1. Machen Sie eine 3D-Flugzeit-MRT des Kopfes und Halses zur anatomischen Charakterisierung des Gefäßsystems von der Arteria carotis communis (CCA) bei C5 bis zur distalen ICA, dem Foramen magnum.
    2. Es wird eine 2D-PC-MRT auf Höhe der CCA bei C5 und oberhalb der Carotisgabelung an der proximalen Arteria carotis externa (ECA) und der mittleren ICA distal der Läsion durchgeführt, um die volumetrischen Blutflusswellenformen zu messen. Die patientenspezifische Geschwindigkeitskodierung (Venc) basiert auf der maximalen systolischen Geschwindigkeit (PSV) an jedem Gefäß (CCA, ECA und mittlere ICA distal der Läsion), die über DUS gemessen wird. Im Allgemeinen sollten Sie auf dem betreffenden Schiff einen Venc anstreben, der ~20 % höher ist als der des PSV.
    3. Verwenden Sie die qMatch-MRT-Sequenz, die über der Halsschlagadergabelung lokalisiert ist, um detaillierte Informationen über die Zusammensetzung der Plaque und die Anfälligkeit der Plaque zu erhalten.

2. Gewinnung von Flusswellenformen aus der PC-MRT

  1. Nachdem Sie die 2D-PC-MRT mit Herz-Aufhängung an den oben genannten Stellen erhalten haben, erhalten Sie mit der integrierten Software des MRT-Scanners volumetrische Flusswellenformen.
    1. Identifizieren und verwenden Sie auf dem MRT-Scanner die entsprechende Durchflussquantifizierungssoftware, um PC-MRT-abgeleitete Flusswellenformen zu erhalten.
    2. Wählen Sie jedes gewünschte Gefäß aus (d. h. CCA, ECA und ICA) und platzieren Sie eine Kontur um das angegebene Gefäß, um eine automatische Strömungswellenform bereitzustellen. Bearbeiten Sie die Konturen manuell, um die genaue Fläche des Behälters zu gewährleisten.
    3. Exportieren Sie die Strömungswellenformen aus der jeweiligen Software.
      HINWEIS: Die Software zur Flussquantifizierung kann je nach MRT-Hersteller unterschiedlich sein.
  2. Verwenden Sie eine Fourier-Transformation, um zu interpolieren und eine Strömungswellenform zu erzeugen, die glatt und kontinuierlich ist und eine größere Anzahl von Datenpunkten aufweist, wodurch ein verfeinertes Strömungsprofil für CFD-Simulationen ermöglicht wird.
    HINWEIS: Beim Aufzwingen des Flusses in CRIMSON24 (auf den später noch eingegangen wird) ist es wichtig, dass die Wellenformfunktion kontinuierlich ist: Sowohl die Funktion selbst als auch ihre Ableitungen existieren und sind für alle Zeitwerte stetig. Die Fourier-Interpolation erzeugt eine kontinuierliche Wellenform, die auf einer beliebigen Kombination von gemessenen Durchflussdatenpunkten (PC-MRT) und gewünschten Zeitpunkten (für die CFD-Analyse) basiert.
  3. Um die Erhaltung der Masse zwischen Zu- und Abflussflächen zu gewährleisten, vergleichen Sie die durchschnittliche Strömung von CCA, ECA und ICA nach der Fourier-Transformation.
    1. In Fällen, in denen die Massenerhaltung (d. h. CCA-Fluss = ECA-Fluss + ICA-Fluss) nicht innerhalb von 10 % liegt, fahren Sie nicht fort und fahren Sie mit der Fehlerbehebung fort.
    2. Stellen Sie zunächst sicher, dass für Venc ein genaues PSV verwendet wurde, und prüfen Sie, ob die von ECA PC-MRT abgeleitete Strömungswellenform nach einem großen Ast (oder mehreren Abzweigungen) gemessen wurde.
    3. In Fällen, in denen die PC-MRT-Flusswellenform nach großen ECA-Verzweigungen erhalten wurde, erhöhen Sie den Fluss zum ECA und überprüfen Sie die Massenerhaltung erneut.

3. Computational Fluid Dynamics Modeling: Geometrie

  1. Importieren Sie anonymisierte DICOM-Bilddaten für die patientenspezifische Anatomie (CTA, MRT, Angiographie) über die Import-Schaltfläche im Datenmanager in CRIMSON.
  2. Wählen Sie im Fenster Geometriemodellierung die Option Gefäßpfadbearbeitung aus, und erstellen Sie einen Gefäßbaum, der aus dem interessierenden anatomischen Bereich (CCA, ECA und ICA) besteht.
  3. Verwenden Sie das Fenster "Gefäßpfad bearbeiten ", um Mittellinienpunkte entlang der Länge jedes Gefäßes in der interessierenden Anatomie (CCA, ECA und ICA) zu platzieren.
    1. Die CCA-Mittellinie wird typischerweise auf Höhe von C5 begonnen, was der Stelle entspricht, an der die Flusswellenform aus der PC-MRT aufgenommen wurde.
    2. Die ICA-Mittellinie endet typischerweise 1–2 cm distal der Stenose, entsprechend der Stelle, an der die Flusswellenform aus der PC-MRT aufgenommen wurde.
    3. Die ECA die Mittellinie endet typischerweise proximal zu den Abzweigungen erster Ordnung von der ECA, entsprechend der Stelle, an der die Flusswellenform aus der PC-MRT erhalten wurde.
  4. Im Fenster "Gefäß neu schneiden " wird die Länge der Mittellinienpunkte entlang der einzelnen Gefäße visualisiert. Dieses Fenster wird angezeigt, nachdem mindestens zwei Punkte entlang der Mittellinie des Schiffes hinzugefügt wurden, und enthält eine Querschnittsansicht entlang (senkrecht zu) der Mittellinie.
    HINWEIS: Schiffsmittellinien können auch in CRIMSON importiert werden (sie müssen im VTK-Dateiformat vorliegen).
  5. Verwenden Sie das Fenster Behälter neu aufschlitzen , um die Berandungen der Behälterwand durch Hinzufügen von Behälterkonturen festzulegen (mithilfe eines Kreises, einer Ellipse oder einer manuellen Kontur). Das Fenster " Gefäß neu schneiden" bietet eine Ansicht des Behälters entlang der Mittellinie, sodass genaue Konturen definiert werden können. Konturlinien werden vom Benutzer manuell über verschiedene Punkte der Gefäßmittellinie im Fenster Vessel Re-slice hinzugefügt.
    HINWEIS: Auf der linken Seite des Fensters zum erneuten Schneiden des Behälters wird das Originalbild angezeigt. Auf der rechten Seite des Fensters zum erneuten Schneiden des Behälters wird der Verlauf des Bildes angezeigt. Die Verlaufsbildansicht kann bei der Definition von Konturen hilfreich sein, da sie die Grenze des Lumens besser darstellen kann.
    1. Platzieren Sie Konturen häufig genug entlang der Mittellinie, um die Krümmung und die sich ändernde Geometrie des Gefäßes vollständig zu erfassen, ohne dass es zu nahe an einer Überanpassung oder Artefakte kommt.
  6. Nachdem die Konturen über die gewünschten Gefäße platziert wurden, verwenden Sie die Schaltfläche Erhebungen im Fenster Behälterkonturmodellierung , um ein kombiniertes 3D-Volumenmodell jeder Geometrie zu erstellen, und zwar über einen Prozess, der als Erhebungen bezeichnet wird.
  7. Wählen Sie das Fenster Gefäßverschmelzung aus, um ein einzelnes Gefäß mit fester Geometrie zu erzeugen. Der gebräuchlichste Algorithmus für die Überblendung ist die Verrundung. Die typische Verrundungsgröße liegt zwischen 0,3 und 1 mm.

4. Computergestützte Strömungsmodellierung: Vernetzung

  1. Wählen Sie das Fenster Vernetzung und Solver einrichten aus, und verwenden Sie die Schaltfläche Vernetzung, um die Vernetzungsoptionen zu visualisieren und bestimmte Netzparameter auszuwählen.
    HINWEIS: Ein Netz besteht aus mehreren tetraedrischen Elementen und ist erforderlich, um eine Simulation durchzuführen, da die Navier-Stokes-Gleichungen für Geschwindigkeit und Druck an jedem Punkt (Knoten) im gesamten Netz gelöst werden. Ein grundlegendes Netz kann mithilfe von globalen und/oder lokalen Merkmalen definiert werden. Insbesondere kann das Netz durch die Elementgröße (d. h. eine kleinere Elementgröße führt zu einem kleineren oder verfeinerten Netz), die Krümmungsverfeinerung (die Flächen mit höherer Krümmung mehr Netzelemente hinzufügt) oder andere lokale Netzverfeinerungsfunktionen definiert werden. Spezifische Vernetzungsstrategien können sich je nach relevanten Geometrien unterscheiden. Verwenden Sie in der aktuellen Geometrie (d. h. CCA, proximale ICA und proximale ECA) sowohl globale als auch lokale Netzmerkmale.
  2. Verwenden Sie das Fenster "Globale Optionen ", um die globale Elementgröße auf einen absoluten Wert zwischen 0,5 mm und 0,75 mm festzulegen.
  3. Verwenden Sie das Fenster "Globale Optionen ", um den Grenzlayer-Typ als geometrisches Wachstum anzugeben. Legen Sie die Gesamtzahl der Schichten auf 3, die Dicke der ersten Schicht auf 0,2 mm und die Gesamtschichtdicke auf 1,0 mm fest, wodurch ein feineres Netz entlang der Außenseite der Fläche und ein weniger feines Netz in der Mitte der Fläche möglich ist.
  4. Verwenden Sie abschließend eine Krümmungsverfeinerung, um weitere Netzelemente in Bereichen mit Krümmung (d. h. an der Stenose) hinzuzufügen.
    HINWEIS: Lokale Netzverfeinerungsoptionen können auch verwendet werden, um ein feineres Netz an bestimmten Gefäßen, Verzweigungsbereichen oder Einlass-/Auslassflächen zu erstellen.
  5. Überprüfen Sie die Netzelemente, indem Sie auf die Schaltfläche Netzinformationen klicken, nachdem Sie mit der rechten Maustaste auf das Netz geklickt haben.
    HINWEIS: Ein endgültiges Netz sollte Elemente mit geeigneten Seitenverhältnissen (Verhältnis der größten Seite zur kleinsten Seite eines bestimmten tetraedrischen Elements, kleiner ist besser), eine Verteilung von Elementen enthalten, die Strömungsmerkmale in kritischen Bereichen (d. h. Stenose, Gefäßauslässe, Grenzschichten) erfassen und übermäßige Verzerrungen oder starke Änderungen der Zellgröße vermeiden.
    Die endgültigen Netze der aktuellen Geometrie sollten 400.000 bis 700.000 Elemente enthalten.
    Abbildung 1A zeigt die kritischen Schritte in Bezug auf die Patientengeometrie und die Vernetzung.

5. Computergestützte Strömungsmodellierung: Randbedingungen

  1. Um Randbedingungen festzulegen, wählen Sie das Fenster Vernetzung und Solver einrichten aus, und wählen Sie dann das Symbol Solver einrichten aus. Fügen Sie im Fenster "Solver-Setup " einen Randbedingungssatz hinzu (der als "BC-Satz" bezeichnet wird) und wählen Sie dann mit dem BC-Symbol eine bestimmte Randbedingung aus.
    HINWEIS: Randbedingungen werden verwendet, um den Druck und den Blutfluss über die Grenzen des segmentierten Modells hinaus darzustellen. Die Entscheidung, welche Randbedingungen verwendet werden sollen und wo sie vorgeschrieben werden, ist wohl der wichtigste und kritischste Aspekt eines jeden CFD-Modells und sollte bewusst getroffen und durch physiologisch relevante Bedeutung unterstützt werden. Die Randbedingungen sollten so ausgewählt und abgestimmt werden, dass sie den patientenspezifischen Werten entsprechen, und in Fällen, in denen keine patientenspezifischen Werte verfügbar sind, können Literaturdaten verwendet werden, um das Berechnungsmodell zu informieren.
  2. Beachten Sie die Randbedingungen, die derzeit in CRIMSON verfügbar sind:
    1. Einlass: Druck, vorgeschriebene Geschwindigkeit (Flow Waveform), benutzerdefinierte Bündelparameterschaltung (beliebige Kombination von Widerständen, Kondensatoren, Induktivitäten, Druckknoten und benutzerdefinierten Schaltungselementen, die über ein Python-Skript definiert werden).
    2. Wand: Kein Schlupf (bezieht sich auf eine starre oder nicht verformbare Wand), verformbar.
    3. Ausgang: Druck, RCR, vorgeschriebene Geschwindigkeit (Durchflusswellenform), benutzerdefinierte Bündelparameterschaltung.
  3. Klicken Sie auf das BC-Symbol, um eine bestimmte Randbedingung auszuwählen. Wählen Sie zunächst Keine Schlupf, um starre, nicht verformbare Wände zu implementieren, und wenden Sie diese mit der Schaltfläche Auf alle Wände anwenden auf alle Wände an.
  4. Klicken Sie anschließend auf das BC-Symbol und wählen Sie die vorgeschriebene Geschwindigkeit aus, um die zuvor definierte Zuflusswellenform zu importieren (d. h. die von PC-MRT abgeleitete CCA-Strömung nach der Fourier-Transformation). Ordnen Sie im Fenster mit den Randbedingungen das parabolische Geschwindigkeitsprofil dem Einlass des CCA zu.
    HINWEIS: In CRIMSON ist die Konvention, dass die Einlassflüsse negativ und die Auslassflüsse positiv sind.
  5. Importieren Sie auf ähnliche Weise die pulsierende ECA-Ausflusswellenform (vorgeschriebene Geschwindigkeit), die aus der PC-MRT rekonstruiert wurde, und ordnen Sie das parabolische Geschwindigkeitsprofil dem Ausgang des ECA zu.
  6. Wählen Sie das BC-Symbol | RCR aus, um ein Windkessel-Modell (RCR) mit drei Elementen zu füllen, das aus einem proximalen Widerstand (Rp), einem distalen Widerstand (Rd) und einem Kondensator (C) besteht. Ordnen Sie den RCR dem Ausgang des ICA zu. Berechnen Sie ungefähre patientenspezifische RCR-Werte anhand der PC-MRT-Flussdaten und des Blutdrucks der Patienten.
    1. Der gesamte arterielle Widerstand ist RT = PMittelwert/QT, wobei der mittlere Blutdruck PMittelwert = 1/3 Psystolisch + 2/3 Pdiastolisch ist und QT der gesamte kardiale Fluss ist, der in das Modell eintritt (in diesem Fall CCA-Fluss).
    2. Die gesamte arterielle Compliance ist CT = (QT,max-Q T,min)/(Psystolisch-P diastolisch)*Δt, wobei QT,max und QT,min die Maximal- und Minimalwerte des CCA-Zuflusses sind und Δt die Zeitspanne zwischen diesen Werten ist.
    3. Erste Schätzungen für die Parameter des Windkessel-Modells basieren auf patientenspezifischer Bildgebung und werden durch die Verteilung eines Bruchteils von RT und CT auf den ICA-Ausgang erhalten.
      HINWEIS: Abbildung 1B zeigt die Randbedingungen, die im vorliegenden Modellierungsschema verwendet werden. Die vorliegende Studie verwendet den oben genannten Randbedingungssatz; Es könnten jedoch auch andere Randbedingungssätze verwendet werden.

6. Computational Fluid Dynamics Modeling: Simulation

  1. Wählen Sie im Fenster Vernetzung und Solver-Einrichtung das Symbol Solver-Einrichtung | Sovler Parameters zur Angabe der Solver-Parameter in CRIMSON.
    1. Führen Sie Simulationen mit einer Zeitschrittgröße von 0,1 ms für vier Herzzyklen durch.
      HINWEIS: Das Residuum, das erforderlich ist, damit eine Lösung für jeden Zeitschritt als konvergent betrachtet wird, beträgt 1 x 10-4. Da hochgradige ICA-Stenosen Regionen mit komplexer und rezirkulatorischer Strömung aufweisen, modellieren Sie das Blut als inkompressible nicht-newtonsche Flüssigkeit unter Verwendung des Carreau-Yasuda-Modells. Dies kann durch Hinzufügen eines Viskositätskonstantenmodells zur Solver-Eingabedatei erfolgen (siehe 6.3.1). Die Dichte des Blutes wird auf 1.060 kg·m−3 festgelegt.
      Eine stabilisierte Finite-Elemente-Formulierung für die inkompressiblen Navier-Stokes-Gleichungen löst die Berechnung der Blutflussgeschwindigkeit und des Blutdrucks in den Modellen.
  2. Um eine Simulation zu starten, bereiten Sie Simulationsdateien mit Solver Setup in CRIMSON vor. Generieren Sie insbesondere Dateien, die die Strömungsdaten (bct.dat), die Einlassströmung in jedem Zeitschritt (bctFlowWaveform.dat), Informationen über das Netz und die Randbedingungen (geombc.dat), Informationen über die Fläche, auf die jede Randbedingung angewendet wird (faceinfo.dat), die Nummer des ersten Zeitschritts der Simulation (numstart.dat), 3-Element-Windkessel-Daten (rcrt.dat), Dateien mit Informationen zu Druck und Geschwindigkeit an jedem Punkt im Netz (Neustartdateien), und die Anweisungen für den Flowsolver (solver.inp).
    1. Fügen Sie das Carreau-Yasuda-Modell in die solver.inp ein und fügen Sie es den Simulationsdateien hinzu, damit Blut als nicht-newtonsche Flüssigkeit modelliert werden kann.
  3. Um Simulationen auszuführen, wählen Sie eine der folgenden Optionen:
    1. Um den CRIMSON Navier-Stokes Flowsolver am einfachsten auszuführen, klicken Sie auf die Schaltfläche Simulation ausführen im Bereich Studie des Fensters Solver Setup . Dadurch wird ein Befehlsfenster geöffnet, in dem der Benutzer angeben kann, wie viele Prozessoren verwendet werden sollen.
      HINWEIS: Der Flowsolver kann auch über die Befehlszeile mit einer Windows-Batch-Datei ausgeführt werden.
      Obwohl einige Simulationen (d. h. solche, die unter der stationären Annahme durchgeführt werden) direkt über CRIMSON auf einem lokalen Windows-Desktop-Computer ausgeführt werden können, erfordern pulsierende Simulationen mit einem Netz, das aus vielen tetraedrischen Elementen (200.000 >) besteht, einen mehr Computer hohen Performance Computing (HPC)-Cluster mit einem Linux-Betriebssystem.
  4. Verwenden Sie den CRIMSON Navier-Stokes Flowsolver, um Berechnungen mit 72 bis 108 Kernen auf einem HPC-Cluster durchzuführen. Wenn Sie Simulationen auf einem HPC-Cluster durchführen, übertragen Sie alle Presolver-Dateien auf den Cluster.
    HINWEIS: Der Prozess der Übertragung von Dateien an einen HPC-Cluster ist für jede Person und Institution unterschiedlich, je nachdem, welche Technologie und Software ihnen zur Verfügung steht.
  5. Wenn der Solver ausgeführt wird, beachten Sie, dass eine Ausgabedatei mit dem Namen "histor.dat" in der Befehlszeile ausgegeben wird. Die Ausgabedateien der Simulation werden in einem neuen Verzeichnis namens "n-procs-case" gespeichert, wobei "n" die Anzahl der Prozessoren für die Simulation ist.
    1. Verwenden Sie die Linux-Eingabeaufforderung: tail -f histor.dat , um die Datei "histor.dat" in Echtzeit anzuzeigen. Die histor.dat Datei besteht aus mehreren Spalten. Die ersten vier Spalten sind jedoch die wichtigsten.
      1. Beachten Sie, dass die erste Spalte der aktuelle Zeitschritt ist, der mehrmals vorkommen kann, da innerhalb jedes Schritts die Navier-Stokes-Gleichungen mehrmals gelöst werden, um die Genauigkeit der numerischen Lösung zu erhöhen, bevor mit dem nächsten Schritt fortgefahren wird (d. h. sich dem angegebenen Rest nähert).
      2. Beachten Sie, dass die zweite Spalte die verstrichene Simulationszeit in Sekunden darstellt.
      3. Beachten Sie, dass die dritte Spalte das nichtlineare Residuum ist, das ein Maß für die Qualität der aktuellen Lösung darstellt (eine niedrigere Zahl zeigt eine verbesserte Lösung an).
      4. Beachten Sie, dass die vierte Spalte der logarithmische Wert des aktuellen Resümees im Vergleich zum anfänglichen Residuenwert zu Beginn der Simulation darstellt, der ein Maß für das aktuelle Residuenverhältnis relativ zu den Startpunkten darstellt.

7. Computational Fluid Dynamics Modeling: Nachbearbeitung

  1. Überprüfen Sie, ob die Konvergenz nach Abschluss der Simulation abgeschlossen ist (d. h. ob der Simulationsansatz den angegebenen Residuenwert erfüllt hat). Verwenden Sie die in der Datei "histor.dat" enthaltenen Informationen, um die Residuen zu plotten und/oder zu visualisieren.
  2. Um detaillierte Simulationsergebnisse zu visualisieren, ist eine Nachbearbeitung erforderlich. Navigieren Sie zum Ordner "n-procs-case" und führen Sie die ausführbaren Dateien Postsolver und Multipostsolver aus (beide finden Sie in den Installationsdateien von CRIMSON flowsolver).
    1. Verwenden Sie die ausführbare Datei des Postsolvers (postsolver -sn -td -ph -ybar), um eine "ybar"-Datei zu generieren, die ein Maß für Fehler für jeden Knoten im Netz enthält.
    2. Verwenden Sie die ausführbare Datei des Multipostsolvers (multipostsolver ), um die Neustartdateien zu kombinieren, indem Sie die Ergebnisse im angegebenen Inkrement zwischen dem ersten und dem letzten angegebenen Zeitschritt abrufen.
  3. Überprüfen Sie die Massenerhaltung, indem Sie die Datei "FlowHist.dat" überprüfen, die die Strömungswellenformen für den Zufluss von CCA und den Abfluss von ECA und ICA enthält.
  4. Überprüfen Sie den Druck, einschließlich des Maximaldrucks (SBP), des Minimaldrucks (DBP), des MAP und des Impulsdrucks (Impulsdruck = SBP-DBP), indem Sie sich die Datei "PressHist.dat" ansehen.
  5. Passen Sie die RCR-Parameter an, um die Übereinstimmung mit patientenspezifischen Informationen wie dem Blutdruck sicherzustellen. Konkret werden der Widerstand und die Kapazität so eingestellt, dass der simulierte Pulsdruck am CCA-Ausgang innerhalb von 5 % des Pulsdrucks des Patienten und 10 % des MAP (aus der Manschettenmessung) liegt.
    HINWEIS: Erhöhen Sie den Widerstand, um den Druck zu erhöhen (SBP, DBP und MAP), und erhöhen Sie die Nachgiebigkeit, um den Impulsdruck zu verringern (umgekehrt). Das Optimieren der RCR ist ein iterativer Prozess, der oft als Festkomma-Iteration bezeichnet wird.

8. Computational Fluid Dynamics Modeling: Datenanalyse

  1. Nachdem eine Simulation die vorgesehene Abstimmung (d. h. den simulierten Pulsdruck innerhalb von 5 % des Pulsdrucks des Patienten) bestanden hat, exportieren, visualisieren und analysieren Sie die Daten.
  2. Identifizieren Sie die Datei "view.pht" in dem Ordner, der nach dem Ausführen der ausführbaren Datei des Multipostsolvers erstellt wurde [d. h. (multipostsolver )] und importieren Sie sie in Paraview.
  3. Berechnen und visualisieren Sie die folgenden Variablen in Paraview.
    1. Geschwindigkeit (und Strömung): CRIMSON gibt die Geschwindigkeit in mm/s an, in der DUS-Bildgebung wird die Geschwindigkeit jedoch in cm/s angegeben. Konvertieren Sie die Geschwindigkeit mit einem Taschenrechner in Paraview in cm/s.
      HINWEIS: Da eine rutschfeste oder starre Wandrandbedingung verwendet wurde, ist die Geschwindigkeit an der Wand Null. Daher ist es am besten, die Geschwindigkeit mit einer Volumen-Render-Technik zu visualisieren.
      1. Erfassen Sie das Geschwindigkeitsprofil eines bestimmten Teils des Modells (d. h. den Punkt der maximalen Stenose) mit einer Clip- oder Slice-Funktion in Paraview.
    2. Druck (und Druckverhältnis)
      HINWEIS: CRIMSON meldet Druck in Pascal (Pa); klinisch wird der Druck jedoch in mmHg angegeben. Rechnen Sie den Druck mit einem Taschenrechner in mmHg um, indem Sie den Druck (in Pa) durch 133,33 dividieren.
      1. Verwenden Sie einen Clip oder eine Schnittscheibe, um den Druck proximal und distal der ICA-Stenose zu erfassen. Verwenden Sie den Filter "Plot Data Overt Time" in Paraview, um eine Druckwellenform über die Zeit zu erhalten (analog zu der Wellenform, die man mit einer invasiven Druckmessung erhalten würde).
      2. Berechnen Sie das Druckverhältnis, indem Sie den mittleren distalen Druck durch den mittleren proximalen Druck dividieren.
    3. Wandschubspannung (WSS): Berechnen Sie die zeitlich gemittelte WSS, indem Sie zuerst den interessierenden Bereich (die ICA-Stenose) auswählen, mit einem Taschenrechner die Größe der WSS ermitteln und den "Temporal Statistics Filter" verwenden.
    4. Berechnen Sie den Oszillatory Shear Index (OSI) in Paraview, nachdem der zeitlich gemittelte WSS berechnet wurde (siehe oben).
      HINWEIS: OSI ist ein Maß dafür, wie stark sich die Richtung und Größe des WSS während eines Herzzyklus ändert. Die OSI-Werte reichen von 0 bis 0,5, wobei 0 für unidirektionales WSS und 0,5 für WSS mit einem Zeitdurchschnitt von Null steht.

9. Analyse der Plaque-Morphologie mittels qMatch MRT

  1. Führen Sie rohe qMatch-Bilddaten durch das MATLAB-Bildrekonstruktionsprogramm aus, um nachbearbeitete Bilder zu erhalten, einschließlich dunkler Blut-, T1-gewichteter, T2-gewichteter, MRA-, qMatch T1 Map- und qMatch T2 Map-Bilder.
  2. Verwenden Sie einen DICOM-Viewer, um die nachbearbeiteten qMatch-MRT-Bilder zu visualisieren und die Plaquezusammensetzung zu beurteilen.
    HINWEIS: qMatch kann Plaque-Komponenten identifizieren, einschließlich Kalzium, Intraplaque-Blutungen (IPH), lipidreiche nekrotische Kerne (LRNC) sowie die Dicke der fibrösen Kappe und deren Status.
    1. Im Allgemeinen weist jede Komponente die folgenden Merkmale für qMatch-Datensätze auf (Tabelle 1).
      1. Kalzium: Hypointensiv auf Bildern mit dunklem Blut, T1-gewichteten und T2-gewichteten Bildern.
      2. Kürzliche IPH: Hyper-intensiv auf T1-gewichteten Bildern und hyper- bis iso-intensiv auf T2-gewichteten Bildern.
      3. Alte IPH: Hyper-intensiv auf T1-gewichteten Bildern und hypo- bis iso-intensiv auf T2-gewichteten Bildern.
      4. LRNC: Hyper-intensiv auf T1-gewichteten Bildern und hypo-intensiv auf T2-gewichteten Bildern.
      5. FC: Hyper- bis iso-intensiv auf T2-gewichteten Bildern.
  3. Stufen Sie Plaques auf der Grundlage ihrer Bestandteile unter Verwendung der modifizierten Klassifikationssysteme der American Heart Association27 und/oder Plaque-RADS (Reporting and Data System)28 ein.

Results

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Die Verwendung dieses MRT-gestützten CFD-Workflows in Kombination mit der qMatch-MRT ermöglicht die Identifizierung der hämodynamischen Belastungen in der ICA-Stenose und der spezifischen Komponenten der Plaque. Wir beginnen zunächst damit, sicherzustellen, dass wir über ein hochwertiges Netz verfügen, das eine genaue Darstellung der Strömungsmerkmale in kritischen Bereichen ermöglicht. Ein endgültiges Netz sollte eine ausreichende Anzahl von Netzelementen mit niedrigen Aspektverhältnissen enthalten (Abbildung 1A). Ein grobes Netz mit hohen Aspektverhältnissen führt wahrscheinlich zu ungenauen Simulationsergebnissen. Anschließend fahren wir mit der Spezifikation unserer Randbedingungen fort (Abbildung 1B). Nach erfolgreichem Abschluss der Simulation und entsprechender Randbedingungsabstimmung kann eine nicht-invasive und patientenspezifische Hämodynamik erhoben werden.

Spezifische hämodynamische Metriken, die gemessen werden können, einschließlich, aber nicht beschränkt auf Geschwindigkeit, Durchfluss, Druck (einschließlich Druckverhältnisse und Druckgradienten), WSS und OSI. Abbildung 2 zeigt ein repräsentatives Geschwindigkeitsprofil über die Carotis-Bifurkation und die ICA-Stenose. Die Visualisierung des maximalen Geschwindigkeitsprofils während des gesamten Herzzyklus kann als Surrogat für eine von DUS abgeleitete Geschwindigkeitswellenform dienen. Somit können sowohl die PSV als auch die enddiastolische Geschwindigkeit (EDV) approximiert werden. Abbildung 3 zeigt zwei repräsentative Beispiele für den Druck (mmHg) über die Carotis-Bifurkation und die ICA-Stenose. Ein Druckgradient kann gemessen werden, indem Druckwellenformen proximal und distal der Stenose gesammelt werden.

In Abbildung 3A gibt es einen minimalen bis keinen Druckunterschied proximal (rote Linie) und distal (blaue Linie) der Stenose. In Abbildung 3B ist jedoch ein großer Druckunterschied proximal (rote Linie) und distal (blaue Linie) der Stenose zu erkennen. Abbildung 4 zeigt zwei repräsentative Beispiele für die WSS (Pa), die über die Carotis-Bifurkation und die ICA-Stenose kartiert sind. In Abbildung 4A gibt es einen niedrigen WSS über die Stenose, während in Abbildung 4B ein großer WSS über der Stenose zu sehen ist. Abbildung 5 zeigt einen Vergleich der OSI, die über die Karotisbifurkation vor (Abbildung 5A: präoperativ) und nach (Abbildung 5B: postoperativ) CEA kartiert wurde. Postoperative Karten zeigen Bereiche mit höherer OSI im Vergleich zu präoperativen.

Nach entsprechender Nachbearbeitung der qMatch-Bilder wird ein Datensatz mit sechs Sätzen von DICOMs generiert, einschließlich dunkler Blut-, T1-gewichteter, T2-gewichteter, MRA-, qMatch T1 Map- und qMatch T2 Map-Sequenzen. Anhand dieser Datensätze können Plaquekomponenten wie Kalzium, IPH, LRNC und fibröse Kappendicke und/oder -ruptur visualisiert und quantifiziert werden (unter Verwendung der T1-Karte und der T2-Kartensequenzen). Tabelle 1 zeigt die allgemeinen Eigenschaften der einzelnen Plaque-Komponenten in qMatch-Datensätzen. Abbildung 6 zeigt einen repräsentativen qMatch-Datensatz von einem Patienten mit IPH. Der Umriss des ICA ist mit einer durchgezogenen weißen Linie dargestellt, während das Flow-Lumen mit der gestrichelten weißen Linie und die Plakette mit der gestrichelten gelben Linie dargestellt wird. Merkmale der IPH (durchgezogene rote Linie), die durch ein hyperintensives Signal im T1-gewichteten Bild und eine verringerte T1-Messung in der T1-Karte demonstriert werden. Abbildung 7 zeigt einen repräsentativen qMatch-Datensatz von einem Patienten mit stark verkalkter Plaque. Der Umriss des ICA ist mit einer durchgezogenen weißen Linie dargestellt, während das Strömungslumen mit der gestrichelten weißen Linie dargestellt wird. Verkalkter Teil der Plaque (gestrichelte orangefarbene Linie), dargestellt durch hypo-intensives Signal in den dunklen Blut-, T1-gewichteten und T2-gewichteten Bildern.

figure-results-1
Abbildung 1: Überblick über die Modellierungsmethode Computational Fluid Dynamics. (A) Erstellung von patientenspezifischer Geometrie und Vernetzung sowie (B) Spezifikation von Randbedingungen. (A) Anonymisierte DICOM-Bilddaten aus CTA werden in CRIMSON importiert und die interessierende Anatomie (einschließlich CCA, ICA und ECA) wird bestimmt. Mittellinienpunkte werden entlang der Länge jedes Gefäßes innerhalb der interessierenden Anatomie platziert. Die Berandungen der Behälterwand werden durch Hinzufügen von Konturen festgelegt. Die Gefäßäste werden angehoben und dann mit einem Verrundungsvorgang kombiniert. Das endgültige geometrische Modell wird dann in ein Netz diskretisiert, das aus mehreren tetraedrischen Elementen mit lokaler Netzverfeinerung auf der Ebene der Stenose besteht. (B) Ein 3-Element-Windkessel ist für den ICA-Auslass vorgeschrieben, um Druck- und Geschwindigkeitsschwankungen zu berücksichtigen. Die 2D-PC-MRT wird auf Höhe der CCA bei C5 (roter Kreis und Ellipse) und oberhalb der Karotisgabelung bei der proximalen ECA (orangefarbener Kreis und Ellipse) und der mittleren ICA distal der Läsion (blauer Kreis und Ellipse) durchgeführt, um die Wellenformen des volumetrischen Blutflusses zu messen. Für den CCA-Eingang und den ECA-Ausgang ist eine Durchflusswellenform vorgeschrieben. Abkürzungen: CTA = Computertomographie-Angiographie; CCA = Arteria carotis communis; ICA = Arteria carotis interna; ECA = Arteria carotis externa; PC = Phasenkontrast. Bitte klicken Sie hier, um eine größere Version dieser Abbildung anzuzeigen. 

figure-results-2
Abbildung 2: Geschwindigkeitsinformationen aus dem CFD-Workflow. Rechts) Die Geschwindigkeit (cm/s) wurde einem Modell einer Karotisgabelung zugeordnet, einschließlich CCA, ECA und ICA mit einer schweren Stenose in der vorderen Ansicht. Links) Die maximale Geschwindigkeit über die Zeit für einen Herzzyklus kann visualisiert werden, die als Surrogat für den Duplex-Ultraschall dient. Abkürzungen: CCA = Arteria carotis communis; ECA = Arteria carotis externa; ICA = Arteria carotis interna. Bitte klicken Sie hier, um eine größere Version dieser Abbildung anzuzeigen.

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Abbildung 3: Repräsentatives Beispiel für einen Druck (mmHg), der über die Karotisgabelung für zwei Fälle in der Frontansicht kartiert wurde. Der Druck wird auf geometrische Modelle der CCA, ECA und ICA abgebildet. (A) Fall mit minimalem bis keinem Druckunterschied proximal (rote Linie, rote Druckwellenform) und distal (blaue Linie, blaue Druckwellenform) der ICA-Stenose. (B) Fall mit großem Druckunterschied proximal (rote Linie, rote Druckwellenform) und distal (blaue Linie, blaue Druckwellenform) der ICA-Stenose. Abkürzungen: CCA = Arteria carotis communis; ECA = Arteria carotis externa; ICA = Arteria carotis interna. Bitte klicken Sie hier, um eine größere Version dieser Abbildung anzuzeigen.

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Abbildung 4: Repräsentatives Beispiel für eine Wandschubspannung (Pa), die über die Karotisgabelung für zwei Fälle in der Frontansicht kartiert wurde. WSS wird auf geometrische Modelle der CCA, ECA und ICA abgebildet. (A) Fall mit niedrigem WSS über die ICA-Stenose. (B) Fall mit großem WSS quer zur ICA-Stenose. Abkürzungen: WSS = Wandschubspannung; CCA = Arteria carotis communis; ECA = Arteria carotis externa; ICA = Arteria carotis interna. Bitte klicken Sie hier, um eine größere Version dieser Abbildung anzuzeigen. 

figure-results-5
Abbildung 5: Vergleich des oszillatorischen Scherindex vor (präoperativ) und nach (postoperativer) Karotis-Endarteriektomie, einschließlich anteriorer und posteriorer Ansicht. OSI wird auf geometrische Modelle der CCA, ECA und ICA abgebildet. Läsionen und reparierte Läsionen (Segmente, in denen OSI verglichen werden) sind hervorgehoben. Postoperative Karten zeigen Bereiche mit höherer OSI im Vergleich zu präoperativen. Abkürzungen: OSI = oszillatorischer Scherindex; CCA = Arteria carotis communis; ECA = Arteria carotis externa; ICA = Arteria carotis interna; CEA = Karotis-Endarteriektomie. Bitte klicken Sie hier, um eine größere Version dieser Abbildung anzuzeigen. 

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Abbildung 6: Ein repräsentativer qMatch-Datensatz von einem Patienten mit Intraplaque-Blutung. (A) Dunkles Blut, (B) T1-gewichtet, (C) T2-gewichtet, (D) MRA, (E) qMatch T1 Map und (F) qMatch T2 Map-Sequenzen. Der Umriss des ICA ist mit einer durchgezogenen weißen Linie dargestellt, während das Flow-Lumen mit der gestrichelten weißen Linie und die Plakette mit der gestrichelten gelben Linie dargestellt wird. Merkmale der IPH (durchgezogene rote Linie), die durch ein hyperintensives Signal im T1-gewichteten Bild und eine verringerte T1-Messung in der T1-Karte demonstriert werden. Abkürzungen: IPH = Intraplaque-Blutung. Bitte klicken Sie hier, um eine größere Version dieser Abbildung anzuzeigen.

figure-results-7
Abbildung 7: Ein repräsentativer qMatch-Datensatz von einem Patienten mit verkalkter Plaque. (A) Dunkles Blut, (B) T1-gewichtet, (C) T2-gewichtet, (D) MRA, (E) qMatch T1 Map und (F) qMatch T2 Map-Sequenzen. Der Umriss des ICA ist mit einer durchgezogenen weißen Linie dargestellt, während das Strömungslumen mit der gestrichelten weißen Linie dargestellt wird. Verkalkter Teil der Plaque (gestrichelte orangefarbene Linie), dargestellt durch hypo-intensives Signal in den dunklen Blut-, T1-gewichteten und T2-gewichteten Bildern. Bitte klicken Sie hier, um eine größere Version dieser Abbildung anzuzeigen.

Plaque-KomponenteMRADunkles BlutT1wT2wT1-KarteT2-Karte
IPH++Wird zur Quantifizierung verwendetWird zur Quantifizierung verwendet
Kalzium---Wird zur Quantifizierung verwendetWird zur Quantifizierung verwendet
LRNC=-Wird zur Quantifizierung verwendetWird zur Quantifizierung verwendet
Faserige Kappe-/=-/=-Wird zur Quantifizierung verwendetWird zur Quantifizierung verwendet

Tabelle 1: Eigenschaften von Plaque-Komponenten auf qMatch-Datensätzen. Abkürzungen: MRA = Magnetresonanzangiographie; T1w = T1 gewichtet; T2w = T2 gewichtet; IPH = Intraplaque-Blutung; LRNC = lipidreicher nekrotischer Kern; + = hyperintensiv; - = hypointensiv; (=) iso-intensiv.

Discussion

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In dieser Arbeit haben wir ein Protokoll zur nicht-invasiven Charakterisierung der hämodynamischen Lasten und der Plaquezusammensetzung über eine ICA-Stenose vorgestellt, das eine umfassendere Bewertung des embolischen Potenzials ermöglicht als die derzeitigen diagnostischen Modalitäten, die nur die prozentuale Stenose beurteilen. Wir beginnen mit der retrospektiven und prospektiven Erfassung von Bildgebungs- und Druckdaten von Patienten, einschließlich CTA-, PC-MRT- und Blutdruckmanschettendaten, um unsere CFD-Modelle zu informieren. Darüber hinaus stimmen wir die Randbedingungen in unserem Modell, insbesondere dem Windkessel-Modell, so ab, dass sie mit bekannten Patientendaten übereinstimmen. Auf diese Weise ermöglicht dieses Protokoll die Erhebung präziser und patientenspezifischer Daten zu physiologisch relevanten Risikofaktoren für Plaqueembolie und Schlaganfall.

Die Information von Modellen und Randbedingungen mit physiologisch genauen und patientenspezifischen Daten ist entscheidend für genaue Simulationsergebnisse. Einige computergestützte Simulationen im zerebrovaskulären Raum stützen sich auf DUS, numerische Methoden oder nicht-patientenspezifische Annahmen, um die Inflow-Wellenformen 21,29,30,31 abzuleiten. Die Verwendung von DUS ist attraktiv, da es weit verbreitet ist, häufig im klinischen Umfeld verwendet wird, kostengünstiger und leicht zugänglich ist. Die PC-MRT wird jedoch im Allgemeinen als eine genauere Methode zur Messung des Flussesangesehen 32,33,34. Die PC-MRT kann die Geschwindigkeit an mehreren Stellen innerhalb des Lumens direkt quantifizieren, wodurch Asymmetrien innerhalb des Strömungsfeldes innerhalb eines Gefäßes berücksichtigt werden und somit eine umfassendere Darstellung der Strömungsdynamik ermöglichtwird 32,33. Die PC-MRT unterliegt auch nicht den durch DUS eingeführten bedienerspezifischen Verzerrungen, wie z. B. dem Untersuchungswinkel und dem Messort. Auf der anderen Seite ist DUS oft vom Bediener abhängig und weniger präzise bei der Erfassung des Behälterbereichs und komplexer Strömungsmuster, was häufig zu ungenauen Strömungen führt. Nichtsdestotrotz sind PC-MRT-Flussmessungen mit einem Fehler von ca. 10 % nicht perfekt35,36. Besonderes Augenmerk sollte darauf gelegt werden, eine geeignete Gefäßkodierung, die Beibehaltung einer Bildebene, die orthogonal zur Gefäßachse ist, geeignete zeitliche und spezielle Auflösungen und die Minimierung von Phasenversatzfehlern37 sicherzustellen. Schließlich kann die MRT die Stenose im Vergleich zur CTA überschätzen, was bei der Beurteilung der Patientengeometrie berücksichtigt werden sollte38. Zukünftige Arbeiten, die sich auf den Vergleich der hämodynamischen Ergebnisse von CFD-Modellen konzentrieren, die auf DUS-Flow-Wellenformen basieren, und solchen, die auf PC-MRT-Flow-Wellenformen basieren, sind gerechtfertigt.

Die Wahl der Randbedingungen für die Abströmung kann einen signifikanten Einfluss auf die Geschwindigkeits- und Druckfelder in CFD-Simulationen der Blutströmung haben. In unserem Ansatz haben wir uns dafür entschieden, dem ECA eine parabolische Ausflusswellenform aufzuerlegen und den ICA an ein Windkessel-Modell mit drei Elementen zu koppeln. Dieser Ansatz zur Spezifikation von Randbedingungen ermöglicht eine robuste Durchsetzung der Massenerhaltung zwischen Einlass und Auslass und ermöglicht gleichzeitig eine genaue Anpassung des Blutdrucks des Patienten39. Daher waren wir der Meinung, dass dies die genaueste Darstellung der ICA-Hämodynamik liefern würde. Da wir jedoch einer unserer Modellauslässe (d. h. dem ECA) eine Strömungswellenform auferlegen, ist es wichtig sicherzustellen, dass die Ausflusswellenform mit der CCA-Zuflusswellenform39 synchronisiert ist. In unserem Ansatz wurde dies durch die Erhebung unserer Flussdaten aus der 2D-kardiologischen PC-MRT ermöglicht. In Fällen, in denen die Beschaffung solcher Daten nicht praktikabel ist, kann jedoch ein anderer Randbedingungsansatz vorteilhaft sein (d. h. die Kopplung sowohl der ECA als auch der ICA an Windkessel-Modelle mit drei Elementen), so dass keine Annahmen in der zeitlichen Ausrichtung der Zu- und Abflusswellenformen39 getroffen werden müssen.

Es gibt wichtige Einschränkungen dieses Protokolls, die Sie beachten sollten. Erstens, da dieser Modellierungsansatz nur aus der ipsilateralen Carotis-Bifurkation besteht, beinhaltet er nicht den Willis-Kreis und/oder wichtige Faktoren, die die zerebrale Hämodynamik beeinflussen, wie z.B. das Vorhandensein von Kollateralen oder das Ausmaß der kontralateralen ICA-Stenose. Es wurde gezeigt, dass Patienten mit unvollständigen Kollateralwegen im Kreis von Willis eine höhere Rate an schweren Schlaganfällen und eine schlechtere Prognose nach Schlaganfall aufwiesen 40,41,42. Darüber hinaus wurde das Vorhandensein von Patentsicherheiten mit einem verringerten Risiko für Schlaganfälle und transitorische ischämische Attacken in Verbindung gebracht 9,43,44. Darüber hinaus haben mehrere Studien gezeigt, dass das Vorhandensein einer kontralateralen ICA-Stenose (oder Okklusion) die ipsilateralen ICA-Geschwindigkeiten beeinflusst 45,46,47,48. Darüber hinaus hat unsere Gruppe kürzlich gezeigt, dass schwere kontralaterale ICA-Stenosen und -Verschlüsse das ipsilaterale ICA WSS und den Druck beeinflussen49. Die Modellierung des gesamten Willis-Zirkels ist jedoch ressourcenintensiv und schränkt den klinischen Nutzen unseres aktuellen Protokolls ein.

Eine weitere Einschränkung unseres Modells besteht darin, dass wir keine Veränderungen des Widerstands und der Compliance am ICA-Ausgang zugelassen haben und somit die zerebrale Autoregulation, die die Verteilung des Blutflusses bei unterschiedlichen Stenoseschweregraden beeinflussen kann, nicht berücksichtigen. Darüber hinaus haben wir die Gefäßwände als starr und nicht als verformbar modelliert. Da die Stenose der Halsschlagader jedoch mit einer erhöhten Gefäßsteifigkeit einhergeht, halten wir eine starre Wandannahme für sinnvoll. Darüber hinaus gibt es keine klar definierten Schwellenwerte von WSS und PG für unterschiedliche Stadien der ICA-Stenose und Assoziationen mit dem Schlaganfallrisiko sind noch nicht definiert, so dass wir in unserem aktuellen Modell die klinische Übertragbarkeit nicht validiert haben und das Schlaganfallrisiko eines Patienten noch nicht abschätzen können. Schließlich ist die qMatch-MRT-Sequenz auf Standard-MRT-Scannern nicht ohne weiteres verfügbar. qMatch erfordert ein 3T-MRT-Gerät und erfordert einen manuellen Import der Sequenz, da es sich nicht um eine klinische Standard-MRT-Sequenz handelt. Darüber hinaus erfordert qMatch, wie in unserem Protokoll angegeben, eine komplexe Nachbearbeitung in MATLAB, was die Generalisierbarkeit für einen breiten klinischen Einsatz weiter einschränken kann.

Neue Metriken zur Definition und Bewertung der hämodynamischen Auswirkungen von ICA-Stenosen und zur besseren Stratifizierung des individualisierten Schlaganfallrisikos sind gerechtfertigt, wie die aktuelle oberste Forschungspriorität der Society of Vascular Surgery zeigt: die Entwicklung von Diagnosewerkzeugen, bildgebenden Verfahren und Auswahlstrategien, die darauf abzielen, Patienten zu identifizieren, die von einer Behandlung der asymptomatischen ICA-Stenose profitieren würden50. Dieses Protokoll ist gut ausgestattet, um sowohl die hämodynamischen Lasten als auch die Plaquezusammensetzung einer ICA-Stenose nicht-invasiv zu charakterisieren und somit eine umfassendere Bewertung des ICA-Plaque-Emboliepotenzials zu ermöglichen als die derzeitigen diagnostischen Modalitäten. In unserer zukünftigen Arbeit versuchen wir, den Zusammenhang zwischen hämodynamischen Metriken (wie WSS und PG) und dem Risiko einer ICA-Plaqueembolie und eines Schlaganfalls besser zu definieren.

Disclosures

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Die Autoren erklären, dass keine Interessenkonflikte bestehen.

Acknowledgements

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

Diese Studie wurde vom National Institute of Health F32HL168968 und der Frederick A. Coller Surgical Society unterstützt.

Materials

List of materials used in this article
NameCompanyCatalog NumberComments
KARMESINROTN/AN/AOpen-Source-Online-Software
HorosHorosN/AOpen-Source-Online-Software
MATLAB Version 14Mathworks (Englisch)N/A
ParaviewN/AN/AOpen-Source-Online-Software
Siemens 3T VIDA MRT-ScannerSiemens HealthineersN/A

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