Method Article

Een op magnetische resonantiebeeldvorming gebaseerd computationeel protocol voor analyse van plaquemorfologie en hemodynamica bij patiënten met stenose van de halsslagader

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

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

Beoordeling van stenose van de interne halsslagader (ICA) is gebaseerd op de schatting van het percentage stenose, waarbij geen rekening wordt gehouden met fysiologisch relevante risicofactoren voor een beroerte, zoals de samenstelling van plaque en hemodynamica. Dit protocol maakt gebruik van kwantitatieve magnetische resonantiebeeldvorming en computationele vloeistofdynamica om de samenstelling en hemodynamica van ICA-plaques te karakteriseren.

Abstract

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

De huidige beoordeling en behandeling van stenose van de interne halsslagader (ICA) is gebaseerd op de schatting van het percentage stenose via duplex-echografie (DUS) of computertomografie-angiografie (CTA), waarbij geen rekening wordt gehouden met fysiologisch relevante risicofactoren voor een beroerte, zoals kwetsbaarheid voor plaque en hemodynamica. Kennis van de samenstelling van de halsslagaderplaque en hemodynamische belastingen op de plaque kan worden gebruikt om een veel completere beoordeling van het embolische potentieel van de plaque te geven in plaats van alleen procentuele stenose te gebruiken. Door magnetische resonantiebeeldvorming (MRI) en patiëntspecifieke computationele vloeistofdynamica (CFD) te koppelen, kunnen verschillen in zowel hemodynamica tussen een ICA-stenose als de samenstelling van plaques worden geïdentificeerd. Kwantitatieve multi-contrast atherosclerose karakterisering (qMatch) MRI maakt een gedetailleerde analyse van de plaquesamenstelling mogelijk. CFD-modellen kunnen worden gemaakt met behulp van fasecontrast (PC) MRI, die kan worden gebruikt om stromingsgolfvormen en CTA- en/of time-of-flight (TOF)-MRI-anatomie te verkrijgen. Na het maken van een 3D geometrisch model van de halsslagadervertakking, worden PC-MRI-afgeleide golfvormen voorgeschreven aan de gemeenschappelijke instroom van de halsslagader en de uitstroom van de externe halsslagader. Een Windkessel-model met drie elementen, dat iteratief is afgestemd op de bloeddruk van de patiënt, wordt vervolgens voorgeschreven aan de ICA. Ten slotte worden oplossingen voor de niet-samendrukbare Navier-Stokes-vergelijkingen verkregen om snelheid en druk met hoge resolutie te bieden en zo de hemodynamica over de halsslagaderbifurcatie en ICA-stenose vast te leggen. Dit artikel biedt een gedetailleerd protocol dat niet-invasieve en patiëntspecifieke karakterisering van de plaquesamenstelling en hemodynamische belasting van patiënten met ICA-stenose mogelijk maakt.

Introduction

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

Stenose van de interne halsslagader (ICA) is een belangrijke oorzaak van beroerte, langdurige invaliditeit en overlijden 1,2,3,4,5,6,7. De huidige beoordeling en behandeling van ICA-stenose is gebaseerd op de schatting van het percentage stenose via duplex echografie (DUS) snelheden of cross-sectionele anatomie [computertomografie angiogram (CTA) en/of magnetische resonantie beeldvorming (MRI)]. Procentuele stenose houdt echter geen rekening met fysiologisch relevante risicofactoren voor een beroerte, zoals kwetsbaarheid voor plaque en hemodynamische belasting van de plaque 8,9,10,11,12,13,14. Hoewel een verminderd risico op een beroerte na halsslagader-endarteriëctomie (CEA) is aangetoond bij symptomatische patiënten met een stenose van meer dan 50%, wordt het voordeel van CEA bij asymptomatische patiënten besproken 3,4. In feite reserveren veel chirurgen operatieve interventie voor mensen met stenotische laesies >80% en/of in gevallen met een hoog risico (kwetsbare) plaquemorfologie15. Verbeterde methoden om te bepalen welke ICA-stenoses risico lopen op plaque-embolie en dus baat zouden hebben bij CEA, zijn gerechtvaardigd.

Kwantitatieve multi-contrast atherosclerose karakterisering (qMatch) is een MRI-techniek die gebruikmaakt van modellering met een lage rang om 3D-beeldvorming met hoge resolutie mogelijk te maken die co-geregistreerde multi-contrast beelden van donker bloed en helder bloed biedt, en relaxometriebeelden voor uitgebreide en kwantitatieve beoordeling van arteriële plaques van de halsslagader16,17. qMatch heeft een verbeterde 3D-isotrope resolutie, grote anatomische dekking en kwantitatieve beoordeling van de plaquebelasting van de halsslagader in vergelijking met conventionele MRI. Patiëntspecifieke computationele vloeistofdynamica (CFD) kan worden gebruikt om de hemodynamische belastingen op de plaque te karakteriseren, waardoor unieke informatie wordt verkregen over het hemodynamische en biomechanische risico op cerebrovasculaire embolische voorvallen 18,19,20,21,22,23. Kennis van de samenstelling van de halsslagaderplaque en hemodynamische belastingen op de plaque kan worden gebruikt om een uitgebreidere beoordeling van het embolisch potentieel te geven dan alleen procentuele stenose. In dit werk presenteren we een protocol dat zowel qMatch MRI als MRI-geïnformeerde CFD gebruikt om verschillen in plaquesamenstelling en hemodynamica bij een ICA-stenose te identificeren.

Protocol

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

De studie werd goedgekeurd door de Institutional Review Board van de Universiteit van Michigan en er werd geïnformeerde toestemming verkregen van elke proefpersoon. Dit protocol maakt gebruik van CRIMSON, een gevalideerd, open-source computationeel hemodynamisch raamwerk dat belangrijke computationele modelleringstaken uitvoert, zoals het genereren van mesh, specificatie van randvoorwaarden en eindige-elementenanalyse24,25. Om CRIMSON te downloaden en/of modelleringstutorials te bekijken, gaat u naar de website (https://crimson.software). De CRIMSON GUI vereist een Windows-besturingssysteem. De CRIMSON flow solver is beschikbaar voor zowel Windows als Linux.

1. Werving van patiënten en verzameling van patiëntspecifieke gegevens

  1. Rekruteer volwassen patiënten bij wie de diagnose ernstige ICA-stenose is gesteld die is aangetoond op DUS en/of CTA (zoals gedefinieerd door de North American Symptomatic Carotid Endarterectomy Trial (NASCET)-criteria)26. Neem patiënten op die geen bekende contra-indicatie hebben voor MRI (d.w.z. metalen implantaten) of MRI-intolerantie (d.w.z. claustrofobie, onvermogen om plat te liggen/stil te blijven). Sluit patiënten uit als ze zwanger zijn of een contra-indicatie hebben voor MRI. Verkrijg geïnformeerde toestemming, die een bespreking en begrip van de onderzoeksprocedure, risico's, voordelen, garanties van vertrouwelijkheid, duur van het onderzoek en het recht om zich terug te trekken uit het onderzoek moet omvatten.
  2. Verkrijg retrospectieve en/of prospectieve patiëntgegevens om CFD-modellen te informeren. Gebruik CTA-, MRI- en/of angiografiebeelden voor de anatomie van de patiënt.
    LET OP: Randvoorwaarden worden later in meer detail besproken. Over het algemeen omvatten gegevens om randvoorwaarden te informeren echter vaak niet-invasieve of invasieve druk, DUS-snelheden en/of fasecontrast (PC)-MRI-afgeleide stroming.
  3. Voer voorafgaand aan de MRI een gedetailleerd prescreening MRI-veiligheidsformulier uit voor elke ingeschreven patiënt om eventuele contra-indicaties voor MRI te identificeren. Bekijk MRI-veiligheidsformulieren met 2+ leden van het onderzoeksteam. Instrueer ingeschreven proefpersonen om alle metalen voorwerpen te verwijderen en ze een jurk te geven.
  4. Plaats de proefpersoon in rugligging op een 3T MRI-systeem, zorg voor gehoorbescherming en deken voor het comfort van de patiënt en plaats een hoofd- en nekspoel.
  5. Na het uitvoeren van de eerste lokalisatiesequenties om de juiste oriëntatie over de halsslagadervertakking te krijgen, voert u de volgende drie sequenties uit:
    1. Verkrijg een 3D-time-of-flight-MRI van het hoofd en de nek voor anatomische karakterisering van het vaatstelsel van de gemeenschappelijke halsslagader (CCA) op C5 tot de distale ICA het foramen magnum.
    2. Verkrijg een 2D cardiaal-gated PC-MRI ter hoogte van de CCA op C5 en boven de halsslagadervertakking ter hoogte van de proximale externe halsslagader (ECA) en mid ICA distaal van de laesie om volumetrische bloedstroomgolfvormen te meten. Patiëntspecifieke snelheidscodering (Venc) is gebaseerd op de systolische pieksnelheid (PSV) in elk bloedvat (CCA, ECA en mid ICA distaal van de laesie) gemeten via DUS. Streef in het algemeen naar een Venc ~20% hoger dan die van de PSV op het schip van belang.
    3. Gebruik de qMatch MRI-sequentie gelokaliseerd over de halsslagadervertakking om gedetailleerde informatie te verkrijgen over de samenstelling van de plaque en de kwetsbaarheid van de plaque.

2. Verkrijgen van stromingsgolfvormen uit PC-MRI

  1. Na het verkrijgen van de 2D cardiaal-gated PC-MRI op de bovenstaande locaties, verkrijgt u volumetrische stroomgolfvormen met behulp van de ingebouwde software op de MRI-scanner.
    1. Identificeer en gebruik op de MRI-scanner de respectieve stroomkwantificeringssoftware om PC-MRI-afgeleide stroomgolfvormen te verkrijgen.
    2. Selecteer elk interessant schip (d.w.z. CCA, ECA en ICA) en plaats een contour rond het gespecificeerde schip om een geautomatiseerde stromingsgolfvorm te verkrijgen. Bewerk de contouren handmatig om het nauwkeurige gebied van het schip te garanderen.
    3. Exporteer de stromingsgolfvormen uit de betreffende software.
      OPMERKING: Software voor het kwantificeren van de stroom kan verschillen tussen verschillende MRI-fabrikanten.
  2. Gebruik een Fouriertransformatie om te interpoleren en een stromingsgolfvorm te creëren die vloeiend en continu is en een groter aantal datapunten heeft, waardoor een verfijnder stromingsprofiel voor CFD-simulaties mogelijk is.
    OPMERKING: het opleggen van stroming in CRIMSON24 (die later zal worden besproken) is het belangrijk dat de golfvormfunctie continu is: zowel de functie zelf als zijn afgeleiden bestaan en zijn continu voor alle tijdswaarden. De Fourier-interpolatie genereert een continue golfvorm op basis van elke willekeurige combinatie van gemeten debietdatapunten (PC-MRI) en gewenste tijdstippen (voor CFD-analyse).
  3. Om ervoor te zorgen dat de massa tussen in- en uitstroomvlakken behouden blijft, vergelijkt u de gemiddelde stroom van de CCA, ECA en ICA na Fouriertransformatie.
    1. In gevallen waarin het behoud van massa (d.w.z. CCA-stroom = ECA-stroom + ICA-stroom) niet binnen 10% ligt, ga dan niet verder en ga verder met het oplossen van problemen.
    2. Controleer eerst of een nauwkeurige PSV is gebruikt voor Venc en controleer of de ECA PC-MRI-afgeleide stromingsgolfvorm is gemeten na een grote tak (of takken).
    3. In gevallen waarin de PC-MRI-stroomgolfvorm werd verkregen na grote ECA-takken, verhoog de stroom naar de ECA en controleer opnieuw het behoud van de massa.

3. Computationele vloeistofdynamica modellering: geometrie

  1. Importeer geanonimiseerde DICOM-beeldgegevens voor patiëntspecifieke anatomie (CTA, MRI, angiografie) in CRIMSON met behulp van de importknop in de gegevensmanager.
  2. Gebruik het venster Geometriemodellering om Vessel Path Editing te selecteren en een vatenboom te maken die bestaat uit het anatomische bereik van belang (CCA, ECA en ICA).
  3. Gebruik het venster Vessel Path Editing om middellijnpunten langs de lengte van elk vat in de betreffende anatomie (CCA, ECA en ICA) te plaatsen.
    1. De CCA-middellijn wordt meestal gestart op het niveau van C5, wat overeenkomt met de locatie waar de stroomgolfvorm van PC-MRI werd verkregen.
    2. De ICA-middellijn eindigt meestal 1-2 cm distaal van de stenose, wat overeenkomt met de locatie waar de stromingsgolfvorm van PC-MRI werd verkregen.
    3. De ECA de middellijn eindigt meestal proximaal van de eerste-orde vertakkingen van de ECA, wat overeenkomt met de locatie waar de stromingsgolfvorm van PC-MRI werd verkregen.
  4. Met behulp van het venster Vessel Re-slice wordt de lengte van de middellijnpunten langs elk schip gevisualiseerd. Dit venster verschijnt nadat ten minste twee punten langs de hartlijn van het schip zijn toegevoegd en bevat een dwarsdoorsnede langs (loodrecht op) de middellijn.
    OPMERKING: De middellijnen van het schip kunnen ook in CRIMSON worden geïmporteerd (ze moeten in het VTK-bestandsformaat zijn).
  5. Gebruik het venster Vat opnieuw snijden om de grenzen van de vaatwand op te geven door vaatcontouren toe te voegen (met behulp van een cirkel-, ellips- of handmatige contour). Het Vessel Re-slice venster biedt zicht op het schip langs de middellijn, zodat nauwkeurige contouren kunnen worden gedefinieerd. Contouren worden handmatig door de gebruiker toegevoegd op verschillende punten van de middellijn van het schip in het venster Vessel Re-slice.
    OPMERKING: Aan de linkerkant van het venster voor het opnieuw snijden van het vat wordt de originele afbeelding weergegeven. Aan de rechterkant van het venster voor het opnieuw snijden van het vat wordt het verloop van het beeld weergegeven. De weergave van het verloopbeeld kan nuttig zijn bij het definiëren van contouren, omdat de grens van het lumen hierdoor duidelijker kan worden weergegeven.
    1. Plaats contouren vaak genoeg langs de middellijn om de kromming en veranderende geometrie van het vat volledig vast te leggen, terwijl ze niet te dicht bij overfit zijn of artefacten produceren.
  6. Nadat contouren over de betreffende schepen zijn geplaatst, gebruikt u de loftknop in het venster Vessel Contour Modeling om een gecombineerd 3D-solide model van elke geometrie te maken via een proces dat bekend staat als lofting.
  7. Selecteer het venster Vessel Blending om één schip met vaste geometrie te genereren. Het meest voorkomende algoritme voor het mengen is de filet. De typische filetgrootte ligt tussen 0,3 en 1 mm.

4. Computationele vloeistofdynamica modellering: meshing

  1. Selecteer het venster Meshing and Solver Setup en gebruik de knop Meshing om meshing-opties te visualiseren en specifieke mesh-parameters te selecteren.
    OPMERKING: Een maas bestaat uit meerdere tetraëdrische elementen en is vereist om een simulatie uit te voeren, aangezien de Navier-Stokes-vergelijkingen voor snelheid en druk op elk punt (knooppunt) over de mazen worden opgelost. Een basisnetwerk kan worden gedefinieerd met behulp van globale en/of lokale kenmerken. In het bijzonder kan het net worden gedefinieerd door de elementgrootte (d.w.z. een kleinere elementgrootte leidt tot een kleiner of verfijnder net), krommingsverfijning (waardoor meer maaselementen worden toegevoegd aan gebieden met een hogere kromming) of andere lokale kenmerken van de netverfijning. Specifieke meshing-strategieën kunnen verschillen op basis van verschillende geometrieën die van belang zijn. Gebruik in de setting van de huidige geometrie van belang (d.w.z. de CCA, proximale ICA en proximale ECA) zowel globale als lokale mesh-kenmerken.
  2. Gebruik het venster met algemene opties om de grootte van het globale element in te stellen op een absolute waarde tussen 0,5 mm en 0,75 mm.
  3. Gebruik het venster met algemene opties om het type grenslaag op te geven als geometrische groei. Stel het totale aantal lagen in op 3, de eerste laagdikte op 0,2 mm en de totale laagdikte op 1,0 mm, zodat een fijnere maas langs de buitenkant van de pijler en een minder fijne maas langs het midden van de pijler mogelijk is.
  4. Gebruik ten slotte een krommingsverfijning om meer maaselementen toe te voegen op gebieden met kromming (d.w.z. bij de stenose).
    OPMERKING: Lokale verfijningsopties voor mazen kunnen ook worden gebruikt om een fijnere mazen te creëren bij specifieke vaten, bifurcatiegebieden of inlaat-/uitlaatvlakken.
  5. Controleer de mesh-elementen door op de knop Mesh-informatie te klikken nadat u met de rechtermuisknop op de mesh hebt geklikt.
    OPMERKING: Een uiteindelijke mazen moeten elementen bevatten met de juiste beeldverhoudingen (verhouding van de grootste zijde tot de kleinste zijde van een bepaald tetraëdrisch element, kleiner is beter), een verdeling van elementen die stromingskenmerken in kritieke gebieden vastleggen (d.w.z. de stenose, vaatuitlaten, grenslagen), en vermijd overmatige vervorming of scherpe veranderingen in de celgrootte.
    De uiteindelijke mazen van de huidige geometrie van belang moeten 400.000-700.000 elementen bevatten.
    Figuur 1A toont de kritieke stappen met betrekking tot de geometrie en het net van de patiënt.

5. Computational fluid dynamics modellering: randvoorwaarden

  1. Als u randvoorwaarden wilt opgeven, selecteert u het venster Meshing and Solver Setup en selecteert u vervolgens het pictogram Oplosser-instelling . Voeg in het venster Oplosser-instelling een set randvoorwaarden toe (ook wel een 'BC-set' genoemd) en selecteer vervolgens een specifieke randvoorwaarde met behulp van het BC-pictogram .
    OPMERKING: Randvoorwaarden worden gebruikt om de druk en de bloedstroom buiten de grenzen van het gesegmenteerde model weer te geven. De beslissing welke randvoorwaarden moeten worden gebruikt en waar ze worden voorgeschreven, is misschien wel het belangrijkste en meest kritische aspect van elk CFD-model en moet opzettelijk worden genomen en worden ondersteund door een fysiologisch relevante betekenis. Randvoorwaarden moeten worden geselecteerd en afgestemd op patiëntspecifieke waarden, en in gevallen waarin patiëntspecifieke waarden niet beschikbaar zijn, kunnen literatuurgegevens worden gebruikt om het rekenmodel te informeren.
  2. Neem de randvoorwaarden in acht die op dit moment beschikbaar zijn in CRIMSON:
    1. Inlaat: druk, voorgeschreven snelheid (stroomgolfvorm), op maat gemaakt geklonterd parametercircuit (elke willekeurige combinatie van weerstanden, condensatoren, inductoren, drukknooppunten en aangepaste circuitelementen gedefinieerd via een Python-script).
    2. Muur: Geen slip (verwijst naar een stijve of niet-vervormbare muur), Vervormbaar.
    3. Uitlaat: druk, RCR, voorgeschreven snelheid (stroomgolfvorm), op maat gemaakt circuit met samengeklonterde parameters.
  3. Klik op het BC-pictogram om een specifieke randvoorwaarde te selecteren. Selecteer eerst No Slip om stijve, niet-vervormbare muren te implementeren en pas dit toe op alle muren met behulp van de knop Toepassen op alle muren .
  4. Klik vervolgens op het BC-pictogram en selecteer de voorgeschreven snelheid om de eerder gedefinieerde instroomgolfvorm te importeren (d.w.z. de PC-MRI-afgeleide CCA-stroom na Fouriertransformatie). Wijs in het venster van de randvoorwaarde het parabolische snelheidsprofiel toe aan de inlaat van de CCA.
    OPMERKING: In CRIMSON is de conventie dat de inlaatstromen negatief moeten zijn en de uitlaatstromen positief.
  5. Importeer op dezelfde manier de pulserende ECA-uitstroomgolfvorm (voorgeschreven snelheid) gereconstrueerd uit PC-MRI en breng het parabolische snelheidsprofiel in kaart op de uitlaat van de ECA.
  6. Selecteer het BC-pictogram | RCR om een Windkessel-model (RCR) met drie elementen te vullen, dat bestaat uit een proximale weerstand (Rp), een distale weerstand (Rd) en een condensator (C). Wijs de RCR toe aan de uitgang van de ICA. Bereken bij benadering patiëntspecifieke RCR-waarden met behulp van de PC-MRI-flowgegevens en de bloeddruk van de patiënt.
    1. De totale arteriële weerstand is RT= Pgemiddeld/QT, waarbij de gemiddelde bloeddruk Pgemiddelde = 1/3 Psystolisch + 2/3 Pdiastolisch, en QT de totale hartstroom is die het model binnenkomt (in dit geval CCA-stroom).
    2. De totale arteriële compliantie is CT = (QT, max-Q T,min)/(Psystolisch-P diastolisch)*Δt, waarbij QT, max en QT,min maximale en minimale waarden van CCA-instroom zijn, en Δt is het tijdsverloop tussen deze waarden.
    3. De eerste schattingen voor de parameters van het Windkessel-model zijn gebaseerd op patiëntspecifieke beeldvorming en worden verkregen door een fractie van RT en CT over de ICA-uitgang te verdelen.
      OPMERKING: Figuur 1B geeft de randvoorwaarden weer die in het huidige modelleringsschema worden gebruikt. De huidige studie maakt gebruik van de eerder genoemde randvoorwaarden; Er kunnen echter ook andere sets randvoorwaarden worden gebruikt.

6. Computationele vloeistofdynamica-modellering: simulatie

  1. Selecteer in het venster Meshing en Oplosser instellen het pictogram Oplosser-instelling | Sovler Parameters om de oplosserparameters binnen CRIMSON te specificeren.
    1. Voer simulaties uit met een tijdstapgrootte van 0,1 ms gedurende vier hartcycli.
      OPMERKING: Het residu dat nodig is om een oplossing als geconvergeerd te beschouwen voor elke tijdstap is 1 x 10-4. Omdat hoogwaardige ICA-stenoses gebieden hebben met complexe en recirculatoire stroming, modelleert bloed als een niet-samendrukbare niet-Newtoniaanse vloeistof met behulp van het Carreau-Yasuda-model. Dit kan worden gedaan door een viscositeitsconstantemodel toe te voegen aan het invoerbestand van de oplosser (zie 6.3.1). Stel de dichtheid van het bloed in op 1.060 kg/m-3.
      Een gestabiliseerde eindige-elementenformulering voor de onsamendrukbare Navier-Stokes-vergelijkingen lost de bloedstroomsnelheid en -druk in de modellen op.
  2. Om een simulatie te starten, bereidt u simulatiebestanden voor met behulp van Oplosser Setup in CRIMSON. Genereer met name bestanden met de stroomgegevens (bct.dat), inlaatstroom bij elke tijdstap (bctFlowWaveform.dat), informatie over de mesh en randvoorwaarden (geombc.dat), informatie voor het vlak waarop elke randvoorwaarde wordt toegepast (faceinfo.dat), het eerste tijdstapnummer van de simulatie (numstart.dat), 3-element Windkessel-gegevens (rcrt.dat), bestanden met informatie over druk en snelheid op elk punt in de mesh (herstartbestanden), en de instructies voor de flowsolver (solver.inp).
    1. Voeg het Carreau-Yasuda-model toe aan de solver.inp en voeg toe aan de simulatiebestanden om bloed te kunnen modelleren als een niet-Newtoniaanse vloeistof.
  3. Als u simulaties wilt uitvoeren, kiest u uit de volgende opties:
    1. Voor de eenvoudigste manier om de CRIMSON Navier-Stokes flowsolver uit te voeren, drukt u op de knop Simulatie uitvoeren in het deelvenster Studie van het venster Oplosser-instellingen . Dit opent een opdrachtvenster, waarmee de gebruiker kan aangeven hoeveel processors hij wil gebruiken.
      OPMERKING: De flowsolver kan ook vanaf de opdrachtregel worden uitgevoerd met behulp van een Windows-batchbestand.
      Hoewel sommige simulaties (d.w.z. die onder de steady-state-aanname) rechtstreeks via CRIMSON op een lokale Windows-desktopcomputer kunnen worden uitgevoerd, vereisen pulserende simulaties met een mesh die bestaat uit vele tetraëdrische elementen (>200.000) een meer computer high-performance computing (HPC) cluster met een Linux-besturingssysteem.
  4. Gebruik de CRIMSON Navier-Stokes flowsolver om berekeningen uit te voeren met 72-108 cores op een HPC-cluster. Als u simulaties uitvoert op een HPC-cluster, brengt u alle presolverbestanden over naar het cluster.
    OPMERKING: Het proces voor het overbrengen van bestanden naar een HPC-cluster zal voor elk individu en elke instelling verschillen, afhankelijk van de technologie en software die voor hen beschikbaar zijn.
  5. Wanneer de oplosser begint te werken, ziet u dat een uitvoerbestand met de naam "histor.dat" wordt afgedrukt op de opdrachtregel. De uitvoerbestanden van de simulatie worden opgeslagen in een nieuwe map met de naam "n-procs-case", waarbij "n" het aantal processors voor de simulatie is.
    1. Gebruik de linux-prompt: tail -f histor.dat om het "histor.dat"-bestand in realtime te bekijken. Het histor.dat bestand bestaat uit meerdere kolommen; De eerste vier kolommen zijn echter de belangrijkste.
      1. Merk op dat de eerste kolom de huidige tijdstap is, die meerdere keren kan voorkomen omdat binnen elke stap de Navier-Stokes-vergelijkingen meerdere keren worden opgelost om de nauwkeurigheid van de numerieke oplossing te vergroten voordat wordt doorgegaan naar de volgende stap (d.w.z. het benaderen van het gespecificeerde residu).
      2. Merk op dat de tweede kolom de verstreken simulatietijd in seconden is.
      3. Merk op dat de derde kolom het niet-lineaire residu is, wat een maat is voor de kwaliteit van de huidige oplossing (een lager getal geeft een verbeterde oplossing aan).
      4. Merk op dat de vierde kolom de logaritmische waarde is van het stroomresidu ten opzichte van het initiële residu aan het begin van de simulatie, wat een maat geeft voor het huidige residu ten opzichte van de startpunten.

7. Computational Fluid Dynamics-modellering: nabewerking

  1. Controleer op convergentie nadat de simulatie is voltooid (d.w.z. of de simulatieaanpak erin is geslaagd om aan het gespecificeerde residu te voldoen). Gebruik de informatie in het "histor.dat"-bestand om de restanten te plotten en/of te visualiseren.
  2. Om gedetailleerde simulatieresultaten te visualiseren, is nabewerking vereist. Navigeer naar de map "n-procs-case" en voer de uitvoerbare bestanden postsolver en multipostsolver uit (die beide te vinden zijn in de CRIMSON flowsolver installatiebestanden).
    1. Gebruik het uitvoerbare bestand van postsolver (postsolver -sn -td -ph -ybar) om een "ybar"-bestand te genereren, dat een maat voor fouten bevat voor elk knooppunt in de mesh.
    2. Gebruik het uitvoerbare bestand multipostsolver (multipostsolver ) om de herstartbestanden te combineren door de resultaten op te halen bij de opgegeven stap tussen de eerste en de laatst opgegeven tijdstap.
  3. Controleer massabehoud door het "FlowHist.dat"-bestand te inspecteren, dat de stroomgolfvormen bevat voor de instroom van CCA en de uitstroom van ECA en ICA.
  4. Inspecteer de druk, inclusief maximale druk (SBP), minimale druk (DBP), MAP en pulsdruk (pulsdruk = SBP-DBP), door naar het bestand "PressHist.dat" te kijken.
  5. Pas de RCR-parameters aan om ervoor te zorgen dat ze overeenkomen met patiëntspecifieke informatie zoals bloeddruk. Concreet worden de weerstand en capaciteit zo aangepast dat de gesimuleerde polsdruk bij de CCA-uitgang binnen 5% van de polsdruk van de patiënt en 10% van de MAP (van manchetmeting) ligt.
    NOTITIE: Verhoog de weerstand om de druk te verhogen (SBP, DBP en MAP) en verhoog de naleving om de polsdruk te verlagen (vice versa). Het afstemmen van de RCR is een iteratief proces, dat vaak wordt aangeduid als fixed-point iteratie.

8. Computationele vloeistofdynamica-modellering: gegevensanalyse

  1. Nadat een simulatie de aangewezen afstemming heeft doorstaan (d.w.z. gesimuleerde polsdruk binnen 5% van de polsdruk van de patiënt), exporteert, visualiseert en analyseert u de gegevens.
  2. Identificeer het bestand "view.pht" in de map die is gemaakt nadat het uitvoerbare bestand van de multipostsolver is uitgevoerd [d.w.z. (multipostsolver )] en importeer het in Paraview.
  3. Bereken en visualiseer de volgende variabelen in Paraview.
    1. Snelheid (en stroming): CRIMSON rapporteert snelheid in mm/s, maar in DUS wordt de beeldvormingssnelheid gerapporteerd in cm/s. Converteer snelheid naar cm/s met behulp van een rekenmachine in Paraview.
      OPMERKING: Omdat er een antislip of stijve muurrandvoorwaarde is gebruikt, is de snelheid bij de muur nul. Het is dus het beste om de snelheid te visualiseren met behulp van een volumerendertechniek.
      1. Leg het snelheidsprofiel van een specifiek deel van het model vast (d.w.z. het punt van maximale stenose) met behulp van een clip- of slice-functie in Paraview.
    2. Druk (en drukverhouding)
      OPMERKING: CRIMSON meldt druk in Pascal (Pa); klinisch wordt druk echter gerapporteerd in mmHg. Zet de druk om in mmHg met behulp van een rekenmachine door de druk (in Pa) te delen door 133,33.
      1. Gebruik een clip of plakje om de druk proximaal van en distaal van de ICA-stenose vast te leggen. Gebruik het filter "Plot Data Overt Time" in Paraview om een drukgolfvorm in de loop van de tijd te verkrijgen (analoog aan de golfvorm die men zou verkrijgen met een invasieve drukmeting).
      2. Bereken de drukverhouding door de gemiddelde distale druk te delen door de gemiddelde proximale druk.
    3. Wall Shear Stress (WSS): Bereken de tijdgemiddelde WSS door eerst het interessegebied (de ICA-stenose) te selecteren, een rekenmachine te gebruiken om de omvang van de WSS te verkrijgen en het "Temporal Statistics Filter" te gebruiken.
    4. Bereken de Oscillatory Shear Index (OSI) in Paraview nadat de tijdgemiddelde WSS is berekend (zie hierboven).
      OPMERKING: OSI is een maat voor de mate waarin de WSS van richting en grootte verandert tijdens een hartcyclus. OSI-waarden variëren van 0 tot 0,5, waarbij 0 staat voor unidirectionele WSS en 0,5 voor WSS met een tijdsgemiddelde van nul.

9. Analyse van de morfologie van de plaque met behulp van qMatch MRI

  1. Voer onbewerkte qMatch-afbeeldingsgegevens uit via het MATLAB-beeldreconstructieprogramma om nabewerkte afbeeldingen te verkrijgen, waaronder afbeeldingen met donker bloed, T1-gewogen, T2-gewogen, MRA, qMatch T1 Map en qMatch T2 Map.
  2. Gebruik een DICOM-viewer om de nabewerkte qMatch MRI-beelden te visualiseren en de samenstelling van de plaque te beoordelen.
    OPMERKING: qMatch kan plaquecomponenten identificeren, waaronder calcium, intraplaquebloeding (IPH), lipiderijke necrotische kernen (LRNC) en vezelige kapdikte en de status ervan.
    1. Over het algemeen heeft elk onderdeel de volgende kenmerken op qMatch-datasets (Tabel 1).
      1. Calcium: Hypo-intens op donker bloed, T1-gewogen en T2-gewogen beelden.
      2. Recente IPH: Hyper-intens op T1-gewogen en hyper- tot iso-intens op T2-gewogen beelden.
      3. Oude IPH: Hyper-intens op T1-gewogen en hypo- tot iso-intens op T2-gewogen beelden.
      4. LRNC: Hyper-intens op T1-gewogen en Hypo-intens op T2-gewogen beelden.
      5. FC: Hyper- tot iso-intens op T2-gewogen beelden.
  3. Beoordeel plaques, op basis van hun componenten, met behulp van de gewijzigde classificatiesystemen van de American Heart Association27 en/of Plaque-RADS (Reporting and Data System)28 .

Results

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

Door gebruik te maken van deze MRI-geïnformeerde CFD-workflow in combinatie met qMatch MRI kunnen de hemodynamische belastingen over en ICA-stenose en de specifieke componenten van de plaque worden geïdentificeerd. We beginnen eerst met ervoor te zorgen dat we een gaas van hoge kwaliteit hebben om een nauwkeurige weergave van stromingskenmerken in kritieke gebieden mogelijk te maken. Een uiteindelijke mesh moet een toereikend aantal mesh-elementen met lage beeldverhoudingen bevatten (figuur 1A). Een grove mesh met hoge beeldverhoudingen zal waarschijnlijk leiden tot onnauwkeurige simulatieresultaten. Vervolgens gaan we verder met het specificeren van onze randvoorwaarden (Figuur 1B). Na succesvolle afronding van de simulatie en de juiste afstemming van de randvoorwaarden, kan niet-invasieve en patiëntspecifieke hemodynamica worden verzameld.

Specifieke hemodynamische metrieken die kunnen worden gemeten, inclusief maar niet beperkt tot snelheid, stroming, druk (inclusief drukverhoudingen en drukgradiënten), WSS en OSI. Figuur 2 toont een representatief snelheidsprofiel over de halsslagadervertakking en ICA-stenose. Visualisatie van het maximale snelheidsprofiel gedurende de hele hartcyclus kan dienen als surrogaat voor een van DUS afgeleide snelheidsgolfvorm. Zo kunnen zowel de PSV als de einddiastolische snelheid (EDV) worden benaderd. Figuur 3 toont twee representatieve voorbeelden van de druk (mmHg) over de halsslagaderbifurcatie en ICA-stenose. Een drukgradiënt kan worden gemeten door drukgolfvormen proximaal en distaal van de stenose te verzamelen.

In figuur 3A is er minimaal tot geen drukverschil proximaal (rode lijn) en distaal van (blauwe lijn) de stenose. In figuur 3B is er echter een groot verschil in druk proximaal (rode lijn) en distaal van (blauwe lijn) de stenose. Figuur 4 toont twee representatieve voorbeelden van de WSS (Pa) in kaart gebracht over de halsslagaderbifurcatie en ICA-stenose. In Figuur 4A is er een lage WSS over de stenose, terwijl er in Figuur 4B een grote WSS is over de stenose. Figuur 5 toont een vergelijking van OSI in kaart gebracht over de halsslagaderbifurcatie vóór (Figuur 5A: preoperatief) en na (Figuur 5B: postoperatieve) CEA. Postoperatieve kaarten tonen gebieden met een hogere OSI in vergelijking met preoperatieve.

Na de juiste nabewerking van de qMatch-afbeeldingen wordt een dataset met zes sets DICOM's gegenereerd, waaronder dark blood, T1-weighted, T2-weighted, MRA, qMatch T1 Map en qMatch T2 Map-sequenties. Met behulp van deze datasets kunnen plaquecomponenten, waaronder calcium, IPH, LRNC en fibreuze kapdikte en/of breuk, worden gevisualiseerd en gekwantificeerd (met behulp van de T1-kaart en T2-kaartsequenties). Tabel 1 geeft de algemene kenmerken van elke plaque-component op qMatch-datasets weer. Figuur 6 toont een representatieve qMatch-dataset van een patiënt met IPH. De omtrek van de ICA wordt weergegeven met een ononderbroken witte lijn, terwijl het stroomlumen wordt weergegeven met de gestippelde witte lijn en de plaquette wordt afgebeeld met de gele stippellijn. Kenmerken van IPH (ononderbroken rode lijn) gedemonstreerd door een hyperintens signaal in het T1-gewogen beeld en een verlaagde T1-meting in de T1-kaart. Figuur 7 toont een representatieve qMatch-dataset van een patiënt met zwaar verkalkte plaque. De omtrek van de ICA wordt weergegeven met een ononderbroken witte lijn, terwijl het stroomlumen wordt weergegeven met de gestippelde witte lijn. Verkalkt deel van de plaque (oranje stippellijn) gedemonstreerd door hypo-intens signaal in de donkere bloed-, T1-gewogen en T2-gewogen beelden.

figure-results-1
Figuur 1: Overzicht van de modelleringsmethode voor computationele vloeistofdynamica. (A) Creatie van patiëntspecifieke geometrie en meshing, evenals (B) specificatie van randvoorwaarden. (A) Geanonimiseerde DICOM-beeldgegevens van CTA worden geïmporteerd in CRIMSON en de anatomie van belang (inclusief de CCA, ICA en ECA) wordt bepaald. Middellijnpunten worden langs de lengte van elk bloedvat binnen de anatomie van interesse geplaatst. De begrenzingen van de vaatwand worden aangegeven door het toevoegen van contouren. Scheepstakken worden opgetild en vervolgens gecombineerd met een filetbewerking. Het uiteindelijke geometrische model wordt vervolgens gediscretiseerd in een maas, bestaande uit meerdere tetraëdrische elementen met lokale maasverfijning op het niveau van de stenose. (B) Een Windkessel met 3 elementen wordt voorgeschreven aan de ICA-uitlaat om variaties in druk en snelheid mogelijk te maken. 2D cardiaal-gated PC-MRI wordt verkregen ter hoogte van de CCA op C5 (rode cirkel en ellips) en boven de halsslagaderbifurcatie bij de proximale ECA (oranje cirkel en ellips) en mid ICA distaal van de laesie (blauwe cirkel en ellips) om volumetrische bloedstroomgolfvormen te meten. Er wordt een stromingsgolfvorm voorgeschreven aan de CCA-inlaat en de ECA-uitlaat. Afkortingen: CTA = computertomografie angiografie; CCA = gemeenschappelijke halsslagader; ICA = interne halsslagader; ECA = uitwendige halsslagader; PC = Fasecontrast. Klik hier om een grotere versie van deze figuur te bekijken. 

figure-results-2
Figuur 2: Snelheidsinformatie van de CFD-workflow. Rechts) Snelheid (cm/s) in kaart gebracht op een model van een halsslagadervertakking inclusief de CCA, ECA en ICA met een ernstige stenose in vooraanzicht. Links) De maximale snelheid in de tijd voor één hartcyclus kan worden gevisualiseerd en dient als surrogaat voor duplex-echografie. Afkortingen: CCA = gemeenschappelijke halsslagader; ECA = uitwendige halsslagader; ICA = interne halsslagader. Klik hier om een grotere versie van deze figuur te bekijken.

figure-results-3
Figuur 3: Representatief voorbeeld van druk (mmHg) in kaart gebracht over de halsslagaderbifurcatie voor twee gevallen in het vooraanzicht. De druk wordt in kaart gebracht aan geometrische modellen van de CCA, ECA en ICA. (A) Geval met minimaal tot geen drukverschil proximaal (rode lijn, rode drukgolfvorm) en distaal van (blauwe lijn, blauwe drukgolfvorm) de ICA-stenose. (B) Geval met groot drukverschil proximaal (rode lijn, rode drukgolfvorm) en distaal van (blauwe lijn, blauwe drukgolfvorm) de ICA-stenose. Afkortingen: CCA = gemeenschappelijke halsslagader; ECA = uitwendige halsslagader; ICA = interne halsslagader. Klik hier om een grotere versie van deze figuur te bekijken.

figure-results-4
Figuur 4: Representatief voorbeeld van wandschuifspanning (Pa) in kaart gebracht over de halsslagadervertakking voor twee gevallen in het vooraanzicht. WSS wordt in kaart gebracht op geometrische modellen van de CCA, ECA en ICA. (A) Geval met lage WSS over de ICA-stenose. (B) Geval met grote WSS over de ICA-stenose. Afkortingen: WSS = wandschuifspanning; CCA = gemeenschappelijke halsslagader; ECA = uitwendige halsslagader; ICA = interne halsslagader. Klik hier om een grotere versie van deze figuur te bekijken. 

figure-results-5
Figuur 5: Vergelijking van de oscillerende afschuifindex voor (preoperatieve) en na (postoperatieve) halsslagader-endarteriëctomie, inclusief zowel anterieure als posterieure weergaven. OSI wordt in kaart gebracht op geometrische modellen van de CCA, ECA en ICA. Laesie en gerepareerde laesie (segmenten waar OSI worden vergeleken) worden gemarkeerd. Postoperatieve kaarten tonen gebieden met een hogere OSI in vergelijking met preoperatief. Afkortingen: OSI = oscillerende afschuifindex; CCA = gemeenschappelijke halsslagader; ECA = uitwendige halsslagader; ICA = interne halsslagader; CEA = halsslagader endarteriëctomie. Klik hier om een grotere versie van deze figuur te bekijken. 

figure-results-6
Figuur 6: Een representatieve qMatch-dataset van een patiënt met intraplaquebloeding. (A) Donker bloed, (B) T1-gewogen, (C) T2-gewogen, (D) MRA, (E) qMatch T1 Map en (F) qMatch T2 Map-sequenties. De omtrek van de ICA wordt weergegeven met een ononderbroken witte lijn, terwijl het stroomlumen wordt weergegeven met de gestippelde witte lijn en de plaquette wordt afgebeeld met de gele stippellijn. Kenmerken van IPH (ononderbroken rode lijn) gedemonstreerd door een hyperintens signaal in het T1-gewogen beeld en een verlaagde T1-meting in de T1-kaart. Afkortingen: IPH = intraplaque bloeding. Klik hier om een grotere versie van deze figuur te bekijken.

figure-results-7
Afbeelding 7: Een representatieve qMatch-dataset van een patiënt met verkalkte plaque. (A) Donker bloed, (B) T1-gewogen, (C) T2-gewogen, (D) MRA, (E) qMatch T1 Map en (F) qMatch T2 Map-sequenties. De omtrek van de ICA wordt weergegeven met een ononderbroken witte lijn, terwijl het stroomlumen wordt weergegeven met de gestippelde witte lijn. Verkalkt deel van de plaque (oranje stippellijn) gedemonstreerd door hypo-intens signaal in de donkere bloed-, T1-gewogen en T2-gewogen beelden. Klik hier om een grotere versie van deze figuur te bekijken.

Plaque ComponentMRADonker bloedT1wT2wT1-kaartT2-kaart
WIV++Gebruikt voor kwantificeringGebruikt voor kwantificering
Calcium---Gebruikt voor kwantificeringGebruikt voor kwantificering
LRNC=-Gebruikt voor kwantificeringGebruikt voor kwantificering
Vezelige dop-/=-/=-Gebruikt voor kwantificeringGebruikt voor kwantificering

Tabel 1: Kenmerken van plaque-componenten op qMatch-datasets. Afkortingen: MRA = Magnetische resonantie angiografie; T1w = T1 gewogen; T2w = T2 gewogen; IPH = intraplaque bloeding; LRNC = lipiderijke necrotische kern; + = hyper-intens; - = hypo-intens; (=) iso-intensief.

Discussion

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

Hier presenteerden we een protocol om de hemodynamische belastingen en plaquesamenstelling over een ICA-stenose niet-invasief te karakteriseren, waardoor een uitgebreidere beoordeling van het embolisch potentieel werd geboden dan de huidige diagnostische modaliteiten die alleen het percentage stenose beoordelen. We beginnen met het verkrijgen van beeldvormings- en drukgegevens van de patiënt op zowel een retrospectieve als prospectieve manier, inclusief CTA-, PC-MRI- en bloeddrukmanchetgegevens om onze CFD-modellen te informeren. Bovendien stemmen we de randvoorwaarden in ons model, specifiek het Windkessel-model, af op bekende patiëntgegevens. Als zodanig maakt dit protocol het mogelijk om nauwkeurige en patiëntspecifieke gegevens te verzamelen met betrekking tot fysiologisch relevante risicofactoren voor tandplakembolie en beroerte.

Het informeren van modellen en randvoorwaarden met fysiologisch nauwkeurige en patiëntspecifieke gegevens is van cruciaal belang voor nauwkeurige simulatieresultaten. Sommige computationele simulaties in de cerebrovasculaire ruimte zijn gebaseerd op DUS, numerieke methoden of niet-patiëntspecifieke aannames om instroomgolfvormen af te leiden 21,29,30,31. Het gebruik van DUS is aantrekkelijk omdat het op grote schaal beschikbaar is, vaak wordt gebruikt in klinische omgevingen, lagere kosten heeft en gemakkelijk toegankelijk is. PC-MRI wordt echter over het algemeen beschouwd als een nauwkeurigere methode voor het meten van de stroom 32,33,34. PC-MRI kan de snelheid op meerdere locaties in het lumen direct kwantificeren, waardoor rekening wordt gehouden met asymmetrieën binnen het stromingsveld in een vat en zo een uitgebreidere weergave van de stromingsdynamiek biedt 32,33. PC-MRI is ook niet onderhevig aan operatorspecifieke vooroordelen die door DUS zijn geïntroduceerd, zoals de hoek van ondervraging en de locatie van de metingsselectie. Aan de andere kant is DUS vaak afhankelijk van de operator en is het minder nauwkeurig in het vastleggen van het vatgebied en complexe stromingspatronen die vaak leiden tot onnauwkeurige stromingen. Desalniettemin zijn PC-MRI-flowmetingen niet perfect met een fout van ongeveer 10%35,36. Er moet speciale aandacht worden besteed aan het waarborgen van de juiste vaatcodering, het handhaven van een beeldvlak dat loodrecht op de as van het vat staat, passende temporele en speciale resoluties en minimalisering van faseverschuivingsfouten37. Ten slotte kan MRI stenose overschatten in vergelijking met CTA, waarmee rekening moet worden gehouden bij het beoordelen van de geometrie van de patiënt38. Toekomstig werk, gericht op het vergelijken van hemodynamische outputs van CFD-modellen op basis van DUS-flow-golfvormen en die op basis van PC-MRI-flow-golfvormen, is gerechtvaardigd.

De keuze van uitstroomrandvoorwaarden kan een aanzienlijke invloed hebben op snelheids- en drukvelden in CFD-simulaties van bloedstroom. In onze aanpak hebben we ervoor gekozen om een parabolische uitstroomgolfvorm op te leggen aan de ECA en de ICA te koppelen aan een Windkessel-model met drie elementen. Deze benadering voor de specificatie van de randvoorwaarde maakt een robuuste handhaving van het behoud van massa tussen inlaat en uitlaten mogelijk, terwijl het ook een nauwkeurige afstemming van de bloeddruk van de patiënt mogelijk maakt39. Daarom waren we van mening dat dit de meest nauwkeurige weergave van ICA-hemodynamica zou opleveren. Aangezien we echter een stromingsgolfvorm opleggen aan een van onze modeluitgangen (d.w.z. de ECA), is het belangrijk om ervoor te zorgen dat de uitstroomgolfvorm wordt gesynchroniseerd met de CCA-instroomgolfvorm39. In onze aanpak werd dit mogelijk gemaakt door het verzamelen van onze flowgegevens van 2D-cardiale gated PC-MRI. In gevallen waarin het verkrijgen van dergelijke gegevens echter onpraktisch is, kan een andere benadering van de randvoorwaarden voordelig zijn (d.w.z. het koppelen van zowel de ECA als de ICA aan Windkessel-modellen met drie elementen), zodat er geen aannames hoeven te worden gedaan in de temporele afstemming van in- en uitstroomgolfvormen39.

Er zijn belangrijke beperkingen van dit protocol om in gedachten te houden. Ten eerste, omdat deze modelleringsbenadering alleen bestaat uit de ipsilaterale halsslagaderbifurcatie, omvat deze niet de cirkel van Willis en/of belangrijke factoren die van invloed zijn op de cerebrale hemodynamica, zoals de aanwezigheid van collateralen of de mate van contralaterale ICA-stenose. Van patiënten met onvolledige collaterale routes in de cirkel van Willis is aangetoond dat ze een hogere kans op een ernstige beroerte hebben en een slechtere prognose na een beroerte 40,41,42. Bovendien is de aanwezigheid van patentmateriaal in verband gebracht met een verminderd risico op een beroerte en voorbijgaande ischemische aanval 9,43,44. Bovendien hebben verschillende onderzoeken aangetoond dat de aanwezigheid van een contralaterale ICA-stenose (of occlusie) de ipsilaterale ICA-snelheden beïnvloedt 45,46,47,48. Bovendien heeft onze groep onlangs aangetoond dat ernstige contralaterale ICA-stenoses en occlusies een invloed hebben op ipsilaterale ICA WSS en drukken49. Het modelleren van de hele cirkel van Willis is echter arbeidsintensief en beperkt de klinische bruikbaarheid van ons huidige protocol.

Een extra beperking van ons model is dat we geen veranderingen in weerstand en compliantie bij de ICA-uitlaat hebben toegestaan en dus geen rekening houden met cerebrale autoregulatie die de verdeling van de bloedstroom met verschillende ernst van stenose kan beïnvloeden. Verder hebben we de wanden van het schip gemodelleerd als stijf, in plaats van vervormbaar. Omdat stenose van de halsslagader echter geassocieerd is met verhoogde stijfheid van de bloedvaten, zijn we van mening dat een aanname van een stijve wand redelijk is. Bovendien zijn er geen goed gedefinieerde drempels van WSS en PG voor verschillende niveaus van ICA-stenose en zijn associaties met het risico op een beroerte nog niet gedefinieerd, dus in ons huidige model hebben we de klinische vertaalbaarheid niet gevalideerd en kunnen we het risico op een beroerte van een patiënt nog niet inschatten. Ten slotte is de qMatch MRI-sequentie niet direct beschikbaar op standaard MRI-scanners. qMatch vereist een 3T MRI-machine en vereist handmatige import van de sequentie omdat het geen standaard klinische MRI-sequentie is. Bovendien, zoals ons protocol specificeert, vereist qMatch een complexe nabewerking in MATLAB, wat de generaliseerbaarheid tot wijdverbreid klinisch gebruik verder kan beperken.

Nieuwe maatstaven om de hemodynamische impact van ICA-stenose te definiëren en te beoordelen, en om het geïndividualiseerde risico op een beroerte beter te stratificeren, zijn gerechtvaardigd, zoals blijkt uit de huidige toponderzoeksprioriteit van de Society of Vascular Surgery: het ontwikkelen van diagnostische hulpmiddelen, beeldvormingstechnieken en selectiestrategieën gericht op het identificeren van patiënten die baat zouden hebben bij de behandeling van asymptomatische ICA-stenose50. Dit protocol is goed uitgerust om zowel de hemodynamische belasting als de plaquesamenstelling over een ICA-stenose niet-invasief te karakteriseren, waardoor een uitgebreidere beoordeling van het embolische potentieel van ICA-plaque wordt geboden dan de huidige diagnostische modaliteiten. In ons toekomstige werk proberen we de associatie van hemodynamische metrieken (zoals WSS en PG) met het risico op ICA-plaque-embolie en beroerte beter te definiëren.

Disclosures

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

De auteurs verklaren geen belangenconflicten.

Acknowledgements

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

Deze studie werd ondersteund door het National Institute of Health F32HL168968 en de Frederick A. Coller Surgical Society.

Materials

List of materials used in this article
NameCompanyCatalog NumberComments
CRIMSONN/AN/AOpen source online software
HorosHorosN/AOpen source online software
MATLAB version 14MathworksN/A
ParaviewN/AN/AOpen source online software
Siemens 3T VIDA MRI scanner Siemens HealthineersN/A

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