Method Article

פרוטוקול חישובי מבוסס הדמיית תהודה מגנטית לניתוח מורפולוגיה של פלאק והמודינמיקה בחולים עם היצרות עורק הצוואר

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

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

הערכת היצרות עורק הצוואר הפנימי (ICA) מבוססת על הערכת אחוזי היצרות, שאינה לוקחת בחשבון גורמי סיכון רלוונטיים מבחינה פיזיולוגית לשבץ מוחי כגון הרכב הפלאק והמודינמיקה. פרוטוקול זה ממנף הדמיית תהודה מגנטית כמותית ודינמיקת נוזלים חישובית כדי לאפיין את הרכב הפלאק וההמודינמיקה של ICA.

Abstract

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

ההערכה והניהול הנוכחיים של היצרות עורק הצוואר הפנימי (ICA) מבוססים על הערכת אחוז היצרות באמצעות אולטרסאונד דופלקס (DUS) או אנגיוגרפיה טומוגרפית ממוחשבת (CTA), שאינה לוקחת בחשבון גורמי סיכון רלוונטיים מבחינה פיזיולוגית לשבץ מוחי, כגון פגיעות פלאק והמודינמיקה. ניתן להשתמש בידע על הרכב רובד הצוואר והעומסים ההמודינמיים על הלוח כדי לספק הערכה מלאה הרבה יותר של הפוטנציאל התסחיף של הפלאק במקום להשתמש באחוזי היצרות בלבד. באמצעות זיווג הדמיית תהודה מגנטית (MRI) ודינמיקת נוזלים חישובית ספציפית למטופל (CFD), ניתן לזהות הבדלים הן בהמודינמיקה על פני היצרות ICA והן בהרכב הפלאק. MRI כמותי של אפיון טרשת עורקים מרובת ניגודיות (qMatch) מאפשר ניתוח מפורט של הרכב הפלאק. ניתן ליצור מודלים של CFD באמצעות MRI ניגודיות פאזה (PC), שניתן להשתמש בהם כדי להשיג צורות גל זרימה ואנטומיה של CTA ו/או זמן טיסה (TOF)-MRI. לאחר יצירת מודל גיאומטרי תלת מימדי של התפצלות הצוואר, נקבעות צורות גל הנגזרות מ-PC-MRI לזרימת עורק הצוואר המשותף וליציאת עורק הצוואר החיצוני. לאחר מכן נרשם ל-ICA מודל של שלושה אלמנטים, המכוון באופן איטרטיבי כך שיתאים ללחץ הדם של המטופל. לבסוף, מתקבלים פתרונות למשוואות Navier-Stokes הבלתי ניתנות לדחיסה כדי לספק מהירות ולחץ ברזולוציה גבוהה ובכך ללכוד המודינמיקה על פני התפצלות הצוואר והיצרות ICA. מאמר זה מספק פרוטוקול מפורט המאפשר אפיון לא פולשני וספציפי למטופל של הרכב הפלאק והעומסים ההמודינמיים של חולים עם היצרות ICA.

Introduction

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

היצרות עורק הצוואר הפנימי (ICA) היא גורם מוביל לשבץ מוחי, נכות ארוכת טווח ומוות 1,2,3,4,5,6,7. ההערכה והניהול הנוכחיים של היצרות ICA מבוססים על הערכת אחוז ההיצרות באמצעות מהירויות אולטרסאונד דופלקס (DUS) או אנטומיה חתך [אנגיוגרמה טומוגרפית ממוחשבת (CTA) ו/או הדמיית תהודה מגנטית (MRI)]. עם זאת, אחוז היצרות אינו מביא בחשבון גורמי סיכון רלוונטיים מבחינה פיזיולוגית לשבץ מוחי כגון פגיעות פלאק ועומסים המודינמיים על פני הפלאק 8,9,10,11,12,13,14. אמנם הודגם סיכון מופחת לשבץ מוחי לאחר כריתת אנדארטרקטומיה של הצוואר (CEA) בחולים עם תסמינים עם היצרות של יותר מ-50%, אבל התועלת של CEA בחולים ללא תסמינים שנויה במחלוקת 3,4. למעשה, מנתחים רבים שומרים התערבות ניתוחית לאנשים עם נגעים סטנוטיים >80% ו/או במקרים עם מורפולוגיה של רובד בסיכון גבוה (פגיע)15. יש צורך בשיטות משופרות לקביעת אילו היצרויות ICA נמצאות בסיכון לתסחיף פלאק ולכן יפיקו תועלת מ-CEA.

אפיון טרשת עורקים כמותית מרובת ניגודיות (qMatch) היא טכניקת MRI המשתמשת במודלים בדרגה נמוכה כדי לאפשר הדמיה תלת מימדית ברזולוציה גבוהה המספקת תמונות דם כהה ודם בהיר מרובות ניגודיות במשותף, ותמונות רלקסומטרייה להערכה מקיפה וכמותית של פלאק עורקי הצוואר16,17. ל-qMatch יש רזולוציה איזוטרופית תלת מימדית משופרת, כיסוי אנטומי גדול והערכה כמותית של עומס רובד עורק הצוואר בהשוואה ל-MRI קונבנציונלי. ניתן להשתמש בדינמיקת נוזלים חישובית ספציפית למטופל (CFD) כדי לאפיין את העומסים ההמודינמיים על הלוח, ובכך לספק מידע ייחודי לגבי הסיכון ההמודינמי והביומכני לאירועים תסחיפים במוח 18,19,20,21,22,23. ידע על הרכב רובד הצוואר והעומסים ההמודינמיים על הלוח יכול לשמש כדי לספק הערכה מקיפה יותר של פוטנציאל התסחיף מאשר אחוז היצרות בלבד. בעבודה זו, אנו מציגים פרוטוקול המשתמש הן ב-qMatch MRI והן ב-CFD מבוסס MRI כדי לזהות הבדלים בהרכב הפלאק וההמודינמיקה על פני היצרות ICA.

Protocol

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

המחקר אושר על ידי מועצת הביקורת המוסדית של אוניברסיטת מישיגן והתקבלה הסכמה מדעת מכל נבדק במחקר. פרוטוקול זה משתמש ב-CRIMSON, מסגרת המודינמיקה חישובית מאומתת בקוד פתוח המבצעת משימות מידול חישוביות מרכזיות כגון יצירת רשת, מפרט תנאי גבול וניתוח אלמנטים סופיים24,25. להורדת CRIMSON ו/או לסקירת מדריכי מידול, בקר באתר (https://crimson.software). ממשק המשתמש הגרפי של CRIMSON דורש מערכת הפעלה Windows. פותר הזרימה CRIMSON זמין גם עבור Windows וגם עבור Linux.

1. גיוס מטופלים ורכישת נתונים ספציפיים למטופל

  1. לגייס מטופלים בוגרים שיש להם אבחנה של היצרות ICA חמורה שהודגמה ב-DUS ו/או CTA (כפי שהוגדר על ידי הקריטריונים של ניסוי אנדארטרקטומיה של הצוואר הסימפטומטי בצפון אמריקה (NASCET)26. כלול מטופלים שאין להם התווית נגד ידועה ל-MRI (כלומר, שתלים מתכתיים) או אי סבילות ל-MRI (כלומר, קלסטרופוביה, חוסר יכולת לשכב שטוח/להישאר ללא תנועה). אל תכלול מטופלות אם הן בהריון או שיש להן התווית נגד ל-MRI. לקבל הסכמה מדעת, שצריכה לכלול דיון והבנה של הליך המחקר, הסיכונים, היתרונות, הבטחות לסודיות, משך המחקר והזכות לפרוש מהמחקר.
  2. השג נתוני מטופלים רטרוספקטיביים ו/או פוטנציאליים כדי ליידע מודלים של CFD. השתמש בתמונות CTA, MRI ו/או אנגיוגרפיה לאנטומיה של המטופל.
    הערה: תנאי הגבול יידונו ביתר פירוט בהמשך. עם זאת, באופן כללי, נתונים למידע על תנאי גבול כוללים לרוב לחץ לא פולשני או פולשני, מהירויות DUS ו/או זרימה נגזרת ניגודיות פאזה (PC)-MRI.
  3. לפני ה-MRI, ערכו טופס בטיחות MRI מפורט לכל מטופל שנרשם כדי לזהות התוויות נגד ל-MRI. סקור טפסי בטיחות MRI עם 2+ חברי צוות המחקר. הנחו את הנבדקים הרשומים להסיר את כל הפריטים המתכתיים ולספק להם חלוק.
  4. מקם את הנבדק בשכיבה על מערכת MRI 3T, ספק הגנה על שמיעה ושמיכה לנוחות המטופל, ומקם סליל ראש וצוואר.
  5. לאחר ביצוע רצפי לוקליזציה ראשוניים כדי לבסס כיוון נכון על פני התפצלות הצוואר, בצע את שלושת הרצפים הבאים:
    1. השג MRI תלת מימדי של זמן טיסה של הראש והצוואר לאפיון אנטומי של כלי הדם מעורק הצוואר המשותף (CCA) ב-C5 ל-ICA הדיסטלי הפורמן מגנום.
    2. השג PC-MRI דו-ממדי עם שער לב ברמת ה-CCA ב-C5 ומעל התפצלות הצוואר בעורק הצוואר החיצוני הפרוקסימלי (ECA) ובאמצע ה-ICA הדיסטלי לנגע כדי למדוד צורות גל של זרימת דם נפחית. קידוד מהירות ספציפי למטופל (Venc) מבוסס על שיא המהירות הסיסטולי (PSV) בכל כלי דם (CCA, ECA ואמצע ICA דיסטלי לנגע) הנמדד באמצעות DUS. באופן כללי, שאפו ל-Venc ~ 20% גבוה יותר מזה של ה-PSV בכלי השיט המבוקש.
    3. השתמש ברצף MRI qMatch הממוקם מעל התפצלות הצוואר כדי לקבל מידע מפורט על הרכב הפלאק ופגיעות הפלאק.

2. השגת צורות גל זרימה מ-PC-MRI

  1. לאחר השגת ה-PC-MRI הדו-ממדי עם שער הלב במיקומים לעיל, השג צורות גל זרימה נפחיות באמצעות התוכנה המובנית בסורק MRI.
    1. בסורק ה-MRI, זהה והשתמש בתוכנת כימות זרימה מתאימה כדי להשיג צורות גל זרימה הנגזרות מ-PC-MRI.
    2. בחר כל כלי שיט מעניין (כלומר, CCA, ECA ו-ICA) ומקם קו מתאר סביב הכלי שצוין כדי לספק צורת גל זרימה אוטומטית. ערוך ידנית את קווי המתאר כדי להבטיח את האזור המדויק של הכלי.
    3. ייצא את צורות הגל של הזרימה מהתוכנה המתאימה.
      הערה: תוכנת כימות זרימה עשויה להיות שונה בין יצרני MRI שונים.
  2. השתמש בטרנספורמציה פורייה כדי לבצע אינטרפולציה וליצור צורת גל זרימה חלקה, רציפה ובעלת מספר גדול יותר של נקודות נתונים, ובכך לאפשר פרופיל זרימה מעודן יותר עבור סימולציות CFD.
    הערה: הטלת זרימה לתוך ארגמן24 (עליה נדון בהמשך) חשוב שפונקציית צורת הגל תהיה רציפה: גם הפונקציה עצמה וגם נגזרותיה קיימות ורציפות עבור כל ערכי הזמן. אינטרפולציית פורייה מייצרת צורת גל רציפה המבוססת על כל שילוב שרירותי של נקודות נתוני זרימה נמדדות (PC-MRI) ונקודות זמן רצויות (לניתוח CFD).
  3. כדי להבטיח שימור המסה בין פני הזרימה והיציאה, השווה את הזרימה הממוצעת של CCA, ECA ו-ICA לאחר טרנספורמציית פורייה.
    1. במקרים בהם שימור המסה (כלומר, זרימת CCA = זרימת ECA + זרימת ICA) אינו בטווח של 10% אל תתקדם והמשך בפתרון בעיות.
    2. ראשית, ודא שנעשה שימוש ב-PSV מדויק עבור Venc ובדוק אם צורת גל הזרימה הנגזרת מ-ECA PC-MRI נמדדה לאחר ענף גדול (או ענפים).
    3. במקרים בהם צורת הגל של זרימת PC-MRI התקבלה לאחר הסתעפויות ECA גדולות, הגדל את הזרימה ל-ECA ובדוק מחדש את שימור המסה.

3. מידול דינמיקת זורמים חישובית: גיאומטריה

  1. ייבא נתוני תמונת DICOM ללא זיהוי עבור אנטומיה ספציפית למטופל (CTA, MRI, אנגיוגרפיה) לתוך CRIMSON באמצעות כפתור הייבוא במנהל הנתונים.
  2. השתמש בחלון Geometry Modeling כדי לבחור Vessel Path Editing וליצור עץ כלי שיט המורכב מהטווח האנטומי של העניין (CCA, ECA ו-ICA).
  3. השתמש בחלון עריכת נתיב כלי שיט כדי למקם נקודות קו מרכז לאורך כל כלי שיט באנטומיה המעניינת (CCA, ECA ו-ICA).
    1. קו המרכז של CCA מתחיל בדרך כלל ברמה של C5, המתאים למיקום בו התקבלה צורת גל הזרימה מ-PC-MRI.
    2. קו המרכז של ICA מסתיים בדרך כלל במרחק של 1-2 ס"מ מהיצרות, המתאים למיקום שבו התקבלה צורת גל הזרימה מ-PC-MRI.
    3. ה-ECA קו המרכז מסתיים בדרך כלל קרוב לענפים מסדר ראשון מחוץ ל-ECA, המתאים למיקום בו התקבלה צורת גל הזרימה מ-PC-MRI.
  4. באמצעות חלון Vessel Re-Slice מוצג אורך נקודות קו המרכז לאורך כל כלי שיט. חלון זה יופיע לאחר שנוספו לפחות שתי נקודות לאורך קו המרכז של כלי השיט ומכיל מבט חתך לאורך (בניצב) קו האמצע.
    הערה: ניתן לייבא קווי מרכז של כלי שיט גם בארגמן (הם חייבים להיות בפורמט VTK file).
  5. השתמשו בחלון Vessel Re-slice כדי לציין את גבולות דופן הכלי על ידי הוספת קווי מתאר של כלי השיט (באמצעות עיגול, אליפסה או קווי מתאר ידניים). חלון Vessel Re-slice מספק תצוגה של הכלי לאורך קו האמצע כך שניתן להגדיר קווי מתאר מדויקים. קווי המתאר מתווספים באופן ידני על ידי המשתמש על פני נקודות משתנות של קו המרכז של כלי השיט בחלון Vessel Re-Slice (פרוסה מחדש של כלי שיט).
    הערה: בצד שמאל של חלון הפרוסה מחדש של הכלי מוצגת התמונה המקורית. בצד ימין של חלון הפרוסה מחדש של הכלי, מוצג שיפוע התמונה. תצוגת תמונת הדרגתיות יכולה להיות שימושית בעת הגדרת קווי מתאר, מכיוון שהיא עשויה להציג את גבול הלומן בצורה ברורה יותר.
    1. מקם קווי מתאר בתדירות גבוהה מספיק לאורך קו האמצע כדי ללכוד באופן מלא את העקמומיות והגיאומטריה המשתנה של הכלי תוך כדי לא קרוב מדי כדי להתאים יתר על המידה או לייצר חפצים.
  6. לאחר שהוצבו קווי המתאר על פני כלי השיט המעניינים, השתמש בכפתור הלופט בחלון Vessel Contour Modeling כדי ליצור מודל מוצק תלת מימדי משולב של כל גיאומטריה באמצעות תהליך המכונה lofting.
  7. בחר בחלון Vessel Blending כדי ליצור כלי גיאומטריה מוצק יחיד. האלגוריתם הנפוץ ביותר למיזוג הוא הפילה. גודל הפילה האופייני הוא בין 0.3 ל -1 מ"מ.

4. מידול דינמיקת זורמים חישובית: רשת

  1. בחר את החלון הגדרת רשת ופותר והשתמש בלחצן הרשת כדי להציג באופן חזותי אפשרויות רשת ולבחור פרמטרים ספציפיים של רשת.
    הערה: רשת מורכבת ממספר אלמנטים טטרהדרליים והיא נדרשת להריץ סימולציה מכיוון שמשוואות Navier-Stokes למהירות ולחץ נפתרות בכל נקודה (צומת) על פני הרשת. ניתן להגדיר רשת בסיסית באמצעות תכונות גלובליות ו/או מקומיות. באופן ספציפי, ניתן להגדיר את רשת השינוי לפי גודל רכיב (כלומר, גודל אלמנט קטן יותר מוביל לרשת שינוי קטנה או מעודנת יותר), עידון עקמומיות (שמוסיף רכיבי רשת שינוי נוספים לאזורים עם עקמומיות גבוהה יותר), או תכונות עידון רשת מקומיות אחרות. אסטרטגיות רשת ספציפיות עשויות להשתנות בהתאם לגיאומטריות שונות של עניין. במסגרת הגיאומטריה הנוכחית המעניינת (כלומר, CCA, ICA פרוקסימלי ו-ECA פרוקסימלי), השתמש בתכונות רשת גלובליות ומקומיות כאחד.
  2. השתמש בחלון האפשרויות הכלליות כדי להגדיר את גודל הרכיב הכולל כערך מוחלט הנע בין 0.5 מ"מ ל- 0.75 מ"מ.
  3. השתמש בחלון האפשרויות הכללי כדי לציין את סוג שכבת הגבול כגידול גיאומטרי. הגדר את מספר השכבות הכולל ל-3, את עובי השכבה הראשונה ל-0.2 מ"מ ואת עובי השכבה הכולל ל-1.0 מ"מ, ובכך לאפשר רשת עדינה יותר לאורך החלק החיצוני של הפנים ורשת פחות עדינה לאורך אמצע הפנים.
  4. לבסוף, השתמש בעידון עקמומיות כדי להוסיף רכיבי רשת נוספים באזורים עם עקמומיות (כלומר, בהיצרות).
    הערה: ניתן להשתמש באפשרויות עידון רשת מקומיות גם ליצירת רשת עדינה יותר בכלים ספציפיים, אזורי התפצלות או פני כניסה/יציאה.
  5. סקור את רכיבי רשת השינוי על ידי לחיצה על הלחצן Mesh Information לאחר לחיצה ימנית על רשת השינוי.
    הערה: רשת סופית צריכה להכיל אלמנטים עם יחסי גובה-רוחב מתאימים (היחס בין הצד הגדול ביותר לצד הקטן ביותר של אלמנט טטרהדרלי נתון, קטן יותר עדיף), התפלגות של אלמנטים הלוכדים תכונות זרימה באזורים קריטיים (כלומר היצרות, שקעי כלי, שכבות גבול), ולהימנע מעיוות מוגזם או שינויים חדים בגודל התא.
    רשתות סופיות של הגיאומטריה הנוכחית המעניינת צריכות להכיל 400,000-700,000 אלמנטים.
    איור 1A מתאר את השלבים הקריטיים הנוגעים לגיאומטריה ורשת של המטופל.

5. מידול דינמיקת זורמים חישובית: תנאי גבול

  1. כדי לציין תנאי גבול, בחר בחלון הגדרת רשת ופותר ולאחר מכן בחר בסמל הגדרת Solver . בחלון הגדרת Solver , הוסף ערכת תנאי גבול (המכונה "ערכת BC") ולאחר מכן בחר תנאי גבול ספציפיים באמצעות סמל BC .
    הערה: תנאי גבול משמשים לייצוג הלחץ וזרימת הדם מעבר לגבולות המודל המפולח. ההחלטה באילו תנאי גבול להשתמש והיכן הם נקבעים היא ללא ספק ההיבט החשוב והקריטי ביותר של כל מודל CFD וצריכה להיעשות במכוון ולהיות נתמכת על ידי משמעות רלוונטית מבחינה פיזיולוגית. יש לבחור ולכוונן את תנאי הגבול כך שיתאימו לערכים ספציפיים למטופל, ובמקרים בהם ערכים ספציפיים למטופל אינם זמינים, ניתן להשתמש בנתוני ספרות כדי ליידע את המודל החישובי.
  2. שים לב לתנאי הגבול הזמינים כעת ב-CRIMSON:
    1. כניסה: לחץ, מהירות שנקבעה (צורת גל זרימה), מעגל פרמטרים גושי מותאם אישית (כל שילוב שרירותי של נגדים, קבלים, משרנים, צמתי לחץ ורכיבי מעגל מותאמים אישית המוגדרים באמצעות סקריפט Python).
    2. קיר: ללא החלקה (מתייחס לקיר קשיח או שאינו ניתן לעיוות), ניתן לעיוות.
    3. שקע: לחץ, RCR, מהירות שנקבעה (צורת גל זרימה), מעגל פרמטר גושי מותאם אישית.
  3. לחצו על הסמל BC לבחירת תנאי גבול מסוים. ראשית, בחר No Slip כדי ליישם קירות קשיחים שאינם ניתנים לעיוות והחל זאת על כל הקירות באמצעות כפתור החל על כל הקירות .
  4. לאחר מכן, לחץ על סמל BC ובחר מהירות שנקבעה כדי לייבא את צורת הגל של הזרימה שהוגדרה קודם לכן (כלומר, זרימת CCA הנגזרת מ-PC-MRI לאחר טרנספורמציה פורייה). בחלון מצב הגבול, מפה את פרופיל המהירות הפרבולית לכניסה של ה-CCA.
    הערה: בארגמן, המוסכמה היא שזרימות הכניסה יהיו שליליות וזרימות היציאה יהיו חיוביות.
  5. באופן דומה, ייבא את צורת הגל הפועם של ה-ECA (מהירות שנקבעה) ששוחזרה מ-PC-MRI ומפה את פרופיל המהירות הפרבולית לשקע ה-ECA.
  6. בחר בסמל BC | RCR כדי לאכלס דגם Windkessel (RCR) בעל שלושה אלמנטים, המורכב מהתנגדות פרוקסימלית (Rp), התנגדות דיסטלית (Rd) וקבל (C). מפה את ה-RCR לשקע של ה-ICA. חשב ערכי RCR משוערים ספציפיים למטופל באמצעות נתוני זרימת PC-MRI ולחץ הדם של המטופלים.
    1. ההתנגדות העורקית הכוללת היא RT= Pממוצע/QT, כאשר לחץ הדם הממוצע Pממוצע = 1/3 Pסיסטולי + 2/3 Pדיאסטולי, ו-QT הוא זרימת לב כוללת הנכנסת למודל (במקרה זה זרימת CCA).
    2. התאימות העורקית הכוללת היא CT = (QT,max-Q T,min)/(Psystolic-P diastolic)*Δt, כאשר QT,max ו-QT,min הם ערכי מקסימום ומינימום של זרימת CCA, ו-Δt הוא חלוף הזמן בין ערכים אלה.
    3. הערכות ראשוניות לפרמטרים של מודל Windkessel מבוססות על הדמיה ספציפית למטופל ומתקבלות על ידי הפצת חלק של RT ו-CT בשקע ה-ICA.
      הערה: איור 1B מתאר את תנאי הגבול המשמשים בתוכנית המידול הנוכחית. המחקר הנוכחי משתמש בתנאי הגבול שהוזכרו לעיל; עם זאת, ניתן להשתמש בקבוצות תנאי גבול אחרות.

6. מידול דינמיקת זורמים חישובית: סימולציה

  1. בחלון הגדרת רשת ופותרות , בחר בסמל הגדרת Solver | פרמטרים של Sovler כדי לציין את פרמטרי הפותר בתוך CRIMSON.
    1. הפעל סימולציות באמצעות גודל צעד זמן של 0.1 אלפיות השנייה עבור ארבעה מחזורי לב.
      הערה: השיורי הנדרש כדי שפתרון ייחשב כמתכנס עבור כל שלב זמן הוא 1 x 10-4. מכיוון שלהיצרות ICA בדרגה גבוהה יש אזורים של זרימת דם מורכבת ומחזור חוזר כנוזל לא ניוטוני בלתי דחוס באמצעות מודל Carreau-Yasuda. ניתן לעשות זאת על ידי הוספת מודל קבוע צמיגות לקובץ הקלט של הפותר (ראה 6.3.1). הגדר את צפיפות הדם ל-1,060 ק"ג·מ"ק.
      ניסוח מיוצב של אלמנטים סופיים עבור משוואות Navier-Stokes הבלתי ניתנות לדחיסה פותר את מהירות זרימת הדם והלחצים במודלים.
  2. כדי להתחיל סימולציה, הכן קבצי הדמיה באמצעות תוכנית ההתקנה של Solver ב-CRIMSON. באופן ספציפי, צור קבצים המכילים את נתוני הזרימה (bct.dat), זרימת כניסה בכל שלב זמן (bctFlowWaveform.dat), מידע על הרשת ותנאי הגבול (geombc.dat), מידע על הפנים שעליהן מוחל כל תנאי גבול (faceinfo.dat), מספר שלב הזמן הראשון של הסימולציה (numstart.dat), נתוני Windkessel 3 אלמנטים (rcrt.dat), קבצים המכילים מידע על לחץ ומהירות בכל נקודה ברשת (קבצי הפעלה מחדש), וההוראות ל-Flowsolver (solver.inp).
    1. הוסף את מודל Carreau-Yasuda לתוך solver.inp והוסף לקבצי הסימולציה כדי לאפשר לדגמן דם כנוזל לא ניוטוני.
  3. כדי להפעיל הדמיות, בחר מבין האפשרויות הבאות:
    1. לקבלת הדרך הפשוטה ביותר להפעיל את פותר הזרימה CRIMSON Navier-Stokes, לחץ על לחצן הפעל הדמיה בחלונית המחקר של חלון הגדרת Solver . פעולה זו תפתח חלון פקודה, המאפשר למשתמש לציין בכמה מעבדים להשתמש.
      הערה: ניתן להפעיל את פותר הזרימה גם משורת הפקודה באמצעות קובץ אצווה של Windows.
      למרות שניתן להריץ סימולציות מסוימות (כלומר, אלה תחת הנחת המצב היציב) ישירות דרך CRIMSON במחשב שולחני מקומי של Windows, סימולציות פועמות עם רשת המורכבת מאלמנטים טטרהדרליים רבים (>200,000) ידרשו אשכול מחשוב בעל ביצועים גבוהים (HPC) עם מערכת הפעלה לינוקס.
  4. השתמש בפותר הזרימה CRIMSON Navier-Stokes כדי לבצע חישובים עם 72-108 ליבות באשכול HPC. אם אתה מבצע סימולציות באשכול HPC, העבר את כל קבצי הפותר לאשכול.
    הערה: תהליך העברת הקבצים לאשכול HPC ישתנה מאדם למוסד בהתאם לטכנולוגיה ולתוכנה העומדות לרשותם.
  5. כאשר הפותר מתחיל לפעול, שים לב שקובץ פלט בשם "histor.dat" מודפס בשורת הפקודה. קבצי פלט הסימולציה יישמרו בספרייה חדשה בשם "n-procs-case" כאשר "n" הוא מספר המעבדים לסימולציה.
    1. השתמש בהנחיית לינוקס: tail -f histor.dat כדי להציג את הקובץ "histor.dat" בזמן אמת. קובץ histor.dat מורכב מעמודות מרובות; עם זאת, ארבעת העמודות הראשונות הן החשובות ביותר.
      1. שימו לב שהעמודה הראשונה היא שלב הזמן הנוכחי, שעשוי להופיע מספר פעמים מכיוון שבתוך כל שלב, משוואות Navier-Stokes נפתרות מספר פעמים כדי להגדיל את הדיוק של הפתרון המספרי לפני שממשיכים לשלב הבא (כלומר, מתקרבים לשארית שצוינה).
      2. שים לב שהעמודה השנייה היא זמן הסימולציה שחלף בשניות.
      3. שימו לב שהעמודה השלישית היא השיורית הלא ליניארית, המהווה מדד לאיכות התמיסה הנוכחית (מספר נמוך יותר מצביע על פתרון משופר).
      4. שימו לב שהעמודה הרביעית היא הערך הלוגריתמי של שארית הזרם בהשוואה לשארית הראשונית בתחילת הסימולציה, המספקת מדד לשארית הזרם ביחס לנקודות ההתחלה.

7. מידול דינמיקת זורמים חישובית: לאחר עיבוד

  1. בדוק אם יש התכנסות לאחר השלמת הסימולציה (כלומר, האם גישת הסימולציה הצליחה לעמוד בשאריות שצוינו). השתמש במידע הכלול בקובץ "histor.dat" כדי לשרטט ו/או לדמיין את השאריות.
  2. כדי לדמיין תוצאות סימולציה מפורטות, נדרש עיבוד לאחר מכן. נווט לתיקיה "n-procs-case" ובצע את קבצי ההפעלה postsolver ו-multipostsolver (את שניהם ניתן למצוא בקובצי ההתקנה של CRIMSON flowsolver).
    1. השתמש בקובץ ההפעלה postsolver (postsolver -sn <שלב בפעם האחרונה> -td -ph -ybar) כדי ליצור קובץ "ybar", המכיל מידה של שגיאות עבור כל צומת ברשת.
    2. השתמש בקובץ ההפעלה multipostsolver (multipostsolver <שלב בפעם הראשונה> <שלב בפעם האחרונה> ) כדי לשלב את קבצי ההפעלה מחדש על-ידי אחזור התוצאות במרווח שצוין בין שלב הזמן הראשון לשלב הזמן האחרון שצוין.
  3. אמת שימור המוני על ידי בדיקת קובץ "FlowHist.dat", המכיל את צורות גל הזרימה לזרימה של CCA, וזרימה החוצה של ECA ו-ICA.
  4. בדוק את הלחץ, כולל לחץ מקסימלי (SBP), לחץ מינימלי (DBP), MAP ולחץ דופק (לחץ דופק = SBP-DBP), על ידי התבוננות בקובץ "PressHist.dat".
  5. התאם את פרמטרי ה-RCR כדי להבטיח הסכמה עם מידע ספציפי למטופל כגון לחץ דם. באופן ספציפי, ההתנגדות והקיבול מותאמים כך שלחץ הדופק המדומה ביציאת CCA הוא בטווח של 5% מלחץ הדופק של המטופל ו-10% מ-MAP (ממדידת השרוול).
    הערה: הגדל את ההתנגדות להגברת הלחץ (SBP, DBP ו-MAP) והגביר את התאימות להפחתת לחץ הדופק (להיפך). כוונון ה-RCR הוא תהליך איטרטיבי, המכונה לעתים קרובות איטרציה של נקודה קבועה.

8. מידול דינמיקת נוזלים חישובית: ניתוח נתונים

  1. לאחר שהסימולציה עברה את הכוונון המיועד (כלומר, לחץ דופק מדומה בטווח של 5% מלחץ הדופק של המטופל), ייצא, דמיין ונתח את הנתונים.
  2. זהה את הקובץ "view.pht" בתיקיה שנוצרה לאחר הפעלת קובץ ההפעלה multipostsolver [כלומר (multipostsolver <שלב בפעם הראשונה> <שלב בפעם האחרונה> )] וייבא אותו ל-Paraview.
  3. חשב והמחיש את המשתנים הבאים ב-Paraview.
    1. מהירות (וזרימה): ארגמן מדווח על מהירות במ"מ לשנייה, אולם בהדמיה של DUS מהירות מדווחת בס"מ לשנייה. המרת מהירות לס"מ לשנייה באמצעות מחשבון ב-Paraview.
      הערה: מכיוון שנעשה שימוש בתנאי גבול קיר ללא החלקה או קשיח, המהירות בקיר תהיה אפס. לפיכך, עדיף לדמיין מהירות באמצעות טכניקת עיבוד נפח.
      1. לכוד את פרופיל המהירות של חלק מסוים של המודל (כלומר נקודת ההיצרות המקסימלית) באמצעות פונקציית קליפ או פרוסה ב-Paraview.
    2. לחץ (ויחס לחץ)
      הערה: קרימזון מדווח על לחץ בפסקל (פנסילבניה); עם זאת, מבחינה קלינית, לחץ מדווח במ"מ כספית. המרת לחץ למ"מ כספית באמצעות מחשבון על ידי חלוקת הלחץ (ב-Pa) ב-133.33.
      1. השתמש בקליפס או בפרוסה כדי ללכוד את הלחץ הפרוקסימלי והמרוחק להיצרות ה-ICA. השתמש במסנן "Plot Data Overt Time" ב-Paraview כדי לקבל צורת גל לחץ לאורך זמן (אנלוגי לצורת הגל שניתן להשיג במדידת לחץ פולשנית).
      2. חשב את יחס הלחץ על ידי חלוקת הלחץ הדיסטלי הממוצע בלחץ הפרוקסימלי הממוצע.
    3. מתח גזירת קיר (WSS): חשב את ה-WSS הממוצע בזמן על ידי בחירת אזור העניין (היצרות ICA), שימוש במחשבון כדי לקבל את גודל ה-WSS, ושימוש ב"מסנן סטטיסטיקה זמנית".
    4. חשב את מדד הגזירה התנודתי (OSI) ב-Paraview לאחר חישוב ה-WSS הממוצע בזמן (ראה לעיל).
      הערה: OSI הוא מדידה של עד כמה ה-WSS משנה כיוון וגודל במהלך מחזור לב. ערכי OSI נעים בין 0 ל-0.5, כאשר 0 מציין WSS חד-כיווני, ו-0.5 מציין WSS עם ממוצע זמן של אפס.

9. ניתוח מורפולוגיה של פלאק באמצעות qMatch MRI

  1. הפעל נתוני תמונת qMatch גולמיים באמצעות תוכנית שחזור התמונות של MATLAB כדי לקבל תמונות מעובדות לאחר מכן, כולל תמונות דם כהה, משוקלל T1, משוקלל T2, MRA, מפת qMatch T1 ומפת qMatch T2.
  2. השתמש במציג DICOM כדי להמחיש את תמונות ה-qMatch MRI שעובדו לאחר מכן ולהעריך את הרכב הפלאק.
    הערה: qMatch יכול לזהות רכיבי פלאק, כולל סידן, דימום תוך-טרפלקי (IPH), ליבות נמקיות עשירות בשומנים (LRNC) ועובי כובע סיבי ומצבו.
    1. באופן כללי, לכל רכיב יהיו המאפיינים הבאים במערכי הנתונים של qMatch (טבלה 1).
      1. סידן: היפו-אינטנסיבי בתמונות עם דם כהה, משוקלל T1 ומשוקלל T2.
      2. IPH אחרון: היפר-אינטנסיבי בתמונות משוקללות T1 והיפר-אינטנסיבי עד איזו בתמונות משוקללות T2.
      3. IPH ישן: היפר-אינטנסיבי בתמונות משוקללות T1 והיפו-עד איזו-אינטנסיבי בתמונות משוקללות T2.
      4. LRNC: היפר-אינטנסיבי בתמונות משוקללות T1 והיפו-אינטנסיבי בתמונות משוקללות T2.
      5. FC: היפר-אינטנסיבי עד איזו בתמונות משוקללות T2.
  3. דרג פלאקים, על סמך מרכיביהם, באמצעות מערכות הסיווג של איגוד הלב האמריקאי27 ו/או Plaque-RADS (מערכת דיווח ונתונים)28 .

Results

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

שימוש בזרימת עבודה זו של CFD מושכל MRI בשילוב עם qMatch MRI מאפשר זיהוי של העומסים ההמודינמיים על פני היצרות ICA והמרכיבים הספציפיים של הפלאק. ראשית אנו מבטיחים שיש לנו רשת איכותית כדי לאפשר ייצוג מדויק של תכונות הזרימה באזורים קריטיים. רשת סופית צריכה להכיל מספר מספיק של רכיבי רשת עם יחסי גובה-רוחב נמוכים (איור 1A). רשת גסה עם יחסי גובה-רוחב גבוהים תוביל ככל הנראה לתוצאות סימולציה לא מדויקות. לאחר מכן אנו מתקדמים עם המפרט של תנאי הגבול שלנו (איור 1B). לאחר השלמה מוצלחת של הסימולציה וכוונון תנאי גבול מתאים, ניתן לאסוף המודינמיקה לא פולשנית וספציפית למטופל.

מדדים המודינמיים ספציפיים הניתנים למדידה, כולל אך לא רק מהירות, זרימה, לחץ (כולל יחסי לחץ ושיפועי לחץ), WSS ו-OSI. איור 2 מציג פרופיל מהירות מייצג על פני התפצלות הצוואר והיצרות ICA. הדמיה של פרופיל המהירות המקסימלית לאורך מחזור הלב יכולה לשמש כתחליף לצורת גל מהירות הנגזרת מ-DUS. לפיכך, ניתן להעריך גם PSV וגם מהירות קצה דיאסטולית (EDV). איור 3 מציג שתי דוגמאות מייצגות של הלחץ (mmHg) על פני התפצלות הצוואר והיצרות ICA. ניתן למדוד שיפוע לחץ על ידי איסוף צורות גל לחץ פרוקסימליות ודיסטליות להיצרות.

באיור 3A, יש הבדל מינימלי עד אפסי בלחץ פרוקסימלי (קו אדום) ודיסטלי (קו כחול) להיצרות. אולם באיור 3B, יש הבדל גדול בלחץ פרוקסימלי (קו אדום) ודיסטלי (קו כחול) להיצרות. איור 4 מציג שתי דוגמאות מייצגות של WSS (Pa) הממופות על פני התפצלות הצוואר והיצרות ICA. באיור 4A, יש WSS נמוך על פני ההיצרות, בעוד שבאיור 4B, יש WSS גדול על פני ההיצרות. איור 5 מציג השוואה של OSI ממופה על פני התפצלות הצוואר לפני (איור 5A: טרום ניתוח) ואחרי (איור 5B: לאחר הניתוח) CEA. מפות פוסט-ניתוחיות מתארות אזורים עם OSI גבוה יותר בהשוואה לטרום-ניתוח.

לאחר עיבוד מתאים של תמונות qMatch, ייווצר מערך נתונים עם שש קבוצות של DICOMs, כולל רצפי דם כהה, משוקלל T1, משוקלל T2, MRA, מפת qMatch T1 ורצפי מפת qMatch T2. באמצעות מערכי נתונים אלה, ניתן לדמיין ולכמת רכיבי פלאק כולל סידן, IPH, LRNC ועובי כובע סיבי ו/או קרע (באמצעות מפת T1 ורצפי מפות T2). טבלה 1 מתארת את המאפיינים הכלליים של כל רכיב פלאק במערכי נתונים של qMatch. איור 6 מציג מערך נתונים מייצג של qMatch מחולה עם IPH. קווי המתאר של ה-ICA מתוארים בקו לבן מלא, בעוד לומן הזרימה מתואר בקו הלבן המקווקו, והלוח מתואר בקו צהוב מקווקו. תכונות של IPH (קו אדום מלא) שהודגמו על ידי אות היפר-אינטנסיבי בתמונה המשוקללת T1 ומדידת T1 נמוכה יותר במפת T1. איור 7 מציג מערך נתונים מייצג של qMatch מחולה עם רובד מסוייד בכבדות. קווי המתאר של ה-ICA מתוארים בקו לבן מלא, ואילו לומן הזרימה מתואר בקו לבן מקווקו. חלק מסוייד של הפלאק (קו כתום מקווקו) מודגם על ידי אות היפו-אינטנסיבי בתמונות הדם הכהה, משוקלל T1 ומשוקלל T2.

figure-results-1
איור 1: סקירה כללית של שיטת מידול דינמיקת זורמים חישובית. (A) יצירת גיאומטריה ורשת ספציפית למטופל וכן (B) מפרט של תנאי גבול. (A) נתוני תמונת DICOM לא מזוהים מ-CTA מיובאים ל-CRIMSON, ונקבעת האנטומיה המעניינת (כולל CCA, ICA ו-ECA). נקודות קו מרכזיות ממוקמות לאורך כל כלי בתוך האנטומיה המעניינת. גבולות דופן הכלי מוגדרים על ידי הוספת קווי מתאר. ענפי כלי מורמים, ואז משולבים עם פעולת פילה. לאחר מכן המודל הגיאומטרי הסופי מופרדת לרשת, המורכבת ממספר אלמנטים טטרהדרליים עם עידון רשת מקומי ברמת ההיצרות. (ב) כלי רוח בעל 3 אלמנטים נקבע לשקע ה-ICA כדי לאפשר שינויים בלחץ ובמהירות. PC-MRI דו-ממדי עם שער לב מתקבל ברמת ה-CCA ב-C5 (עיגול אדום ואליפסה) ומעל התפצלות הצוואר ב-ECA הפרוקסימלי (עיגול כתום ואליפסה) ובאמצע ICA דיסטלי לנגע (עיגול כחול ואליפסה) כדי למדוד צורות גל של זרימת דם נפחית. צורת גל זרימה נקבעת לכניסת CCA וליציאת ECA. קיצורים: CTA = אנגיוגרפיה טומוגרפית ממוחשבת; CCA = עורק הצוואר המשותף; ICA = עורק הצוואר הפנימי; ECA = עורק הצוואר החיצוני; PC = ניגודיות פאזה. אנא לחץ כאן לצפייה בגרסה גדולה יותר של איור זה. 

figure-results-2
איור 2: מידע על מהירות מזרימת עבודה של CFD. מימין) מהירות (ס"מ לשנייה) ממופה למודל של התפצלות צוואר כולל CCA, ECA ו-ICA עם היצרות חמורה במבט הקדמי. משמאל) ניתן לדמיין מהירות מקסימלית לאורך זמן עבור מחזור לב אחד, המשמשת כתחליף לאולטרסאונד דופלקס. קיצורים: CCA = עורק הצוואר המשותף; ECA = עורק הצוואר החיצוני; ICA = עורק הצוואר הפנימי. אנא לחץ כאן לצפייה בגרסה גדולה יותר של איור זה.

figure-results-3
איור 3: דוגמה מייצגת של לחץ (mmHg) ממופה על פני התפצלות הצוואר עבור שני מקרים במבט הקדמי. הלחץ ממופה למודלים גיאומטריים של CCA, ECA ו-ICA. (A) מקרה עם הבדל מינימלי עד ללא הבדל בלחץ הפרוקסימלי (קו אדום, צורת גל לחץ אדום) ודיסטלי ל (קו כחול, צורת גל לחץ כחול) היצרות ה-ICA. (B) מקרה עם הבדל גדול בלחץ הפרוקסימלי ל (קו אדום, צורת גל לחץ אדום) ודיסטלי ל (קו כחול, צורת גל לחץ כחול) היצרות ה-ICA. קיצורים: CCA = עורק הצוואר המשותף; ECA = עורק הצוואר החיצוני; ICA = עורק הצוואר הפנימי. אנא לחץ כאן לצפייה בגרסה גדולה יותר של איור זה.

figure-results-4
איור 4: דוגמה מייצגת של מתח גזירה בקיר (Pa) הממופה על פני התפצלות הצוואר עבור שני מקרים במבט הקדמי. WSS ממופה למודלים גיאומטריים של CCA, ECA ו-ICA. (A) מקרה עם WSS נמוך על פני היצרות ICA. (B) מקרה עם WSS גדול על פני היצרות ICA. קיצורים: WSS = מתח גזירה בקיר; CCA = עורק הצוואר המשותף; ECA = עורק הצוואר החיצוני; ICA = עורק הצוואר הפנימי. אנא לחץ כאן לצפייה בגרסה גדולה יותר של איור זה. 

figure-results-5
איור 5: השוואה של אינדקס גזירה תנודתי לפני (לפני הניתוח) ואחרי (לאחר הניתוח) אנדארטרקטומיה של הצוואר, כולל תצוגות קדמיות ואחוריות כאחד. OSI ממופה למודלים גיאומטריים של CCA, ECA ו-ICA. נגע ונגע מתוקן (מקטעים שבהם משווים OSI) מודגשים. מפות לאחר הניתוח מתארות אזורים עם OSI גבוה יותר בהשוואה לטרום-ניתוח. קיצורים: OSI = אינדקס גזירה תנודתי; CCA = עורק הצוואר המשותף; ECA = עורק הצוואר החיצוני; ICA = עורק הצוואר הפנימי; CEA = כריתת אנדארטרקטומיה של הצוואר. אנא לחץ כאן לצפייה בגרסה גדולה יותר של איור זה. 

figure-results-6
איור 6: מערך נתונים מייצג של qMatch ממטופל עם דימום תוך-טרפלאקי. (A) דם כהה, (B) משוקלל T1, (C) משוקלל T2, (D) MRA, (E) מפת qMatch T1, ו-(F) רצפי מפת qMatch T2. קווי המתאר של ה-ICA מתוארים בקו לבן מלא, בעוד לומן הזרימה מתואר בקו הלבן המקווקו, והלוח מתואר בקו צהוב מקווקו. תכונות של IPH (קו אדום מלא) שהודגמו על ידי אות היפר-אינטנסיבי בתמונה המשוקללת T1 ומדידת T1 נמוכה יותר במפת T1. קיצורים: IPH = דימום intraplaque. אנא לחץ כאן לצפייה בגרסה גדולה יותר של איור זה.

figure-results-7
איור 7: מערך נתונים מייצג של qMatch ממטופל עם רובד מסויד. (A) דם כהה, (B) משוקלל T1, (C) משוקלל T2, (D) MRA, (E) qMatch T1 Map, ו-(F) רצפי מפת qMatch T2. קווי המתאר של ה-ICA מתוארים בקו לבן מלא, ואילו לומן הזרימה מתואר בקו לבן מקווקו. חלק מסוייד של הפלאק (קו כתום מקווקו) מודגם על ידי אות היפו-אינטנסיבי בתמונות הדם הכהה, משוקלל T1 ומשוקלל T2. אנא לחץ כאן לצפייה בגרסה גדולה יותר של איור זה.

רכיב פלאקMRAדם אפלT1wT2wמפת T1מפת T2
IPH++משמש לכימותמשמש לכימות
סידן---משמש לכימותמשמש לכימות
LRNC=-משמש לכימותמשמש לכימות
כובע סיבי-/=-/=-משמש לכימותמשמש לכימות

טבלה 1: מאפיינים של רכיבי פלאק במערכי נתונים של qMatch. קיצורים: MRA = אנגיוגרפיה של תהודה מגנטית; T1w = T1 משוקלל; T2w = T2 משוקלל; IPH = דימום intraplaque; LRNC = ליבה נמקית עשירה בשומנים; + = היפר-אינטנסיבי; - = היפו-אינטנסיבי; (=) איזו-אינטנסיבי.

Discussion

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

כאן, הצגנו פרוטוקול לאפיון לא פולשני של העומסים ההמודינמיים והרכב הפלאק על פני היצרות ICA, ובכך לספק הערכה מקיפה יותר של פוטנציאל התסחיף מאשר שיטות האבחון הנוכחיות המעריכות את אחוז ההיצרות בלבד. אנו מתחילים בהשגת נתוני הדמיה ולחץ של מטופלים באופן רטרוספקטיבי ופרוספקטיבי, כולל נתוני CTA, PC-MRI ושרוול לחץ דם כדי ליידע את מודלי ה-CFD שלנו. יתר על כן, אנו מכוונים את תנאי הגבול במודל שלנו, במיוחד את מודל Windkessel, כך שיתאימו לנתוני המטופלים הידועים. ככזה, פרוטוקול זה מאפשר איסוף נתונים מדויקים וספציפיים למטופל הנוגעים לגורמי סיכון רלוונטיים מבחינה פיזיולוגית לתסחיף פלאק ושבץ מוחי.

מידע על מודלים ותנאי גבול עם נתונים מדויקים מבחינה פיזיולוגית וספציפיים למטופל הוא קריטי לתוצאות סימולציה מדויקות. חלק מהסימולציות החישוביות במרחב כלי הדם המוחיים מסתמכות על DUS, שיטות מספריות או הנחות ספציפיות שאינן מטופלות כדי לגזור צורות גל זרימה 21,29,30,31. השימוש ב-DUS מושך בהתחשב בכך שהוא זמין באופן נרחב, נמצא בשימוש תכוף במסגרות קליניות, בעל עלות נמוכה יותר ונגיש בקלות. עם זאת, PC-MRI נחשב בדרך כלל לשיטה מדויקת יותר למדידת זרימה 32,33,34. PC-MRI יכול לכמת ישירות את המהירות במספר מיקומים בתוך הלומן, ובכך להתאים לאסימטריות בתוך שדה הזרימה בתוך כלי ובכך מספק תיאור מקיף יותר של דינמיקת הזרימה32,33. PC-MRI גם אינו נתון להטיות ספציפיות למפעיל שהוצגו על ידי DUS, כגון זווית חקירה ומיקום בחירת מדידה. מצד שני, DUS לרוב תלוי במפעיל והוא פחות מדויק בלכידת שטח כלי הדם ודפוסי זרימה מורכבים המובילים לעתים קרובות לזרימות לא מדויקות. עם זאת, מדידות זרימת PC-MRI אינן מושלמות עם שגיאה משוערתשל 10% 35,36. יש להקדיש תשומת לב מיוחדת להבטחת קידוד כלי שיט מתאים, שמירה על מישור תמונה אורתוגונלי לציר הכלי, רזולוציות זמניות ומיוחדות מתאימות, ומזעור שגיאות היסט פאזה37. לבסוף, MRI עשוי להעריך יתר על המידה היצרות בהשוואה ל-CTA, דבר שיש לקחת בחשבון בעת הערכת גיאומטריית המטופל38. עבודה עתידית, המתמקדת בהשוואת תפוקות המודינמיות ממודלים של CFD המבוססים על צורות גל זרימת DUS ואלה המבוססות על צורות גל זרימת PC-MRI.

לבחירת תנאי גבול הזרימה יכולה להיות השפעה משמעותית על שדות המהירות והלחץ בסימולציות CFD של זרימת הדם. בגישה שלנו, בחרנו לכפות צורת גל זרימה פרבולית ל-ECA ולחבר את ה-ICA למודל Windkessel בן שלושה אלמנטים. גישה זו למפרט תנאי גבול מאפשרת אכיפה חזקה של שימור המסה בין הכניסה ליציאה, תוך שהיא מאפשרת התאמה מדויקת של לחץ הדם של המטופל39. לפיכך, הרגשנו שזה יספק את התיאור המדויק ביותר של המודינמיקה של ICA. עם זאת, בהתחשב בכך שאנו כופים צורת גל זרימה לאחד משקעי המודל שלנו (כלומר, ה-ECA) חשוב להבטיח שצורת גל הזרימה היוצאת מסונכרנת לצורת גל הזרימה הנכנסתCCA 39. בגישה שלנו זה התאפשר על ידי איסוף נתוני הזרימה שלנו מ-PC-MRI מגודר דו-ממדי. עם זאת, במקרים בהם השגת נתונים כאלה אינה מעשית, גישת תנאי גבול אחרת עשויה להיות יתרון (כלומר, צימוד הן של ECA והן של ICA למודלים של שלושה אלמנטים של Windkessel) כך שלא יהיה צורך להניח הנחות ביישור הזמן של צורות גל זרימה וזרימה39.

ישנן מגבלות חשובות של פרוטוקול זה שיש לזכור. ראשית, מכיוון שגישת מידול זו מורכבת רק מהתפצלות הצוואר המקבילה, היא אינה כוללת את מעגל וויליס ו/או גורמים חשובים המשפיעים על המודינמיקה המוחית, כגון נוכחות של בטחונות או מידת היצרות ICA נגדית. חולים עם מסלולים נלווים לא שלמים במעגל וויליס הוכחו כבעלי שיעורים גבוהים יותר של שבץ מוחי חמור ופרוגנוזה גרועה יותר לאחר שבץמוחי 40,41,42. יתר על כן, נוכחותם של ביטחונות פטנט נקשרה לסיכון מופחת לשבץ מוחי והתקף איסכמי חולף 9,43,44. בנוסף, מספר מחקרים הראו כי נוכחות של היצרות ICA נגדית (או חסימה) משפיעה על מהירויות ה-ICA המקבילות 45,46,47,48. יתר על כן, קבוצתנו הראתה לאחרונה כי היצרות וחסימות ICA נגדיות חמורות משפיעות על ICA WSS ולחצים49. עם זאת, מידול של כל המעגל של וויליס הוא עתיר משאבים ומגביל את התועלת הקלינית של הפרוטוקול הנוכחי שלנו.

מגבלה נוספת של המודל שלנו היא שלא אפשרנו שינויים בהתנגדות ובהיענות בשקע ה-ICA ולכן איננו לוקחים בחשבון ויסות עצמי מוחי שעלול להשפיע על התפלגות זרימת הדם בחומרות היצרות שונות. יתר על כן, מידלנו את דפנות הכלים כקשיחים, ולא ניתנים לעיוות. עם זאת, מכיוון שהיצרות עורק הצוואר קשורה לנוקשות מוגברת של כלי הדם, אנו מרגישים שהנחת דופן נוקשה היא סבירה. בנוסף, אין סף מוגדר היטב של WSS ו-PG לרמות שונות של היצרות ICA ועדיין לא הוגדרו קשרים עם סיכון לשבץ מוחי, ולכן במודל הנוכחי שלנו לא אימתנו את יכולת התרגום הקליני ועדיין לא ניתן להעריך את הסיכון לשבץ מוחי של מטופל. לבסוף, רצף ה-MRI qMatch אינו זמין בסורקי MRI סטנדרטיים. qMatch דורש מכשיר MRI 3T ודורש ייבוא ידני של הרצף מכיוון שהוא אינו רצף MRI קליני סטנדרטי. יתר על כן, כפי שמציין הפרוטוקול שלנו, qMatch דורש עיבוד מורכב לאחר ב-MATLAB שעשוי להגביל עוד יותר את יכולת ההכללה שלו לשימוש קליני נרחב.

יש צורך במדדים חדשים להגדרה והערכה של ההשפעה ההמודינמית של היצרות ICA, ולריבוד טוב יותר של הסיכון לשבץ מוחי, כפי שמעידה עדיפות המחקר העליונה הנוכחית של האגודה לכירורגיית כלי דם: לפתח כלי אבחון, טכניקות הדמיה ואסטרטגיות בחירה שמטרתן לזהות חולים שיפיקו תועלת מטיפול בהיצרות ICA אסימפטומטית50. פרוטוקול זה מצויד היטב לאפיין באופן לא פולשני הן את העומסים ההמודינמיים והן את הרכב הפלאק על פני היצרות ICA, ובכך לספק הערכה מקיפה יותר של פוטנציאל התסחיף של רובד ICA מאשר שיטות האבחון הנוכחיות. בעבודתנו העתידית, אנו מבקשים להגדיר טוב יותר את הקשר של מדדי המודינמיקה (כגון WSS ו-PG) עם הסיכון לתסחיף רובד ICA ושבץ מוחי.

Disclosures

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

המחברים מצהירים שאין ניגודי אינטרסים.

Acknowledgements

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

מחקר זה נתמך על ידי המכון הלאומי לבריאות F32HL168968 והאגודה הכירורגית פרדריק א. קולר.

Materials

List of materials used in this article
NameCompanyCatalog NumberComments
ארגמןלא ישיםלא ישיםתוכנה מקוונת בקוד פתוח
הורוסהורוסלא ישיםתוכנה מקוונת בקוד פתוח
MATLAB גרסה 14מת'וורקסלא ישים
Paraviewלא ישיםלא ישיםתוכנה מקוונת בקוד פתוח
סורק 3T VIDA MRI של סימנס סימנס Healthineersלא ישים

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