Method Article

Protokół obliczeniowy oparty na obrazowaniu rezonansu magnetycznego do analizy morfologii i hemodynamiki blaszki miażdżycowej u pacjentów ze zwężeniem tętnicy szyjnej

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

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

Ocena zwężenia tętnicy szyjnej wewnętrznej (ICA) opiera się na oszacowaniu procentowego zwężenia, które nie uwzględnia fizjologicznie istotnych czynników ryzyka udaru, takich jak skład blaszki miażdżycowej i hemodynamika. Protokół ten wykorzystuje ilościowe obrazowanie metodą rezonansu magnetycznego i obliczeniową dynamikę płynów do scharakteryzowania składu płytki nazębnej ICA i hemodynamiki.

Abstract

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

Bieżąca ocena i leczenie zwężenia tętnicy szyjnej wewnętrznej (ICA) opiera się na oszacowaniu procentowego zwężenia za pomocą dupleksowego ultrasonograficznego (DUS) lub angiografii tomografii komputerowej (CTA), które nie uwzględnia fizjologicznie istotnych czynników ryzyka udaru, takich jak podatność na blaszkę miażdżycową i hemodynamika. Wiedza na temat składu blaszki miażdżycowej i obciążeń hemodynamicznych płytki nazębnej może być wykorzystana do zapewnienia znacznie pełniejszej oceny potencjału zatorowego płytki nazębnej, zamiast używać samego procentowego zwężenia. Dzięki połączeniu obrazowania metodą rezonansu magnetycznego (MRI) i obliczeniowej dynamiki płynów (CFD) specyficznej dla pacjenta można zidentyfikować różnice w hemodynamice zwężenia ICA i składzie płytki nazębnej. Ilościowa charakterystyka miażdżycy z wieloma kontrastami (qMatch) MRI pozwala na szczegółową analizę składu blaszki miażdżycowej. Modele CFD można tworzyć za pomocą rezonansu magnetycznego z kontrastem fazowym (PC), który można wykorzystać do uzyskania przebiegów przepływu i anatomii CTA i/lub czasu przelotu (TOF)-MRI. Po utworzeniu modelu geometrycznego 3D bifurkacji tętnicy szyjnej, przebiegi pochodzące z PC-MRI są przepisywane do wspólnego dopływu tętnicy szyjnej i odpływu tętnicy szyjnej zewnętrznej. Trzyelementowy model Windkessel, który jest iteracyjnie dostrajany w celu dopasowania do ciśnienia krwi pacjenta, jest następnie przepisywany do ICA. Na koniec uzyskuje się rozwiązania nieściśliwych równań Naviera-Stokesa, aby zapewnić prędkość i ciśnienie o wysokiej rozdzielczości, a tym samym uchwycić hemodynamikę w całym rozwidleniu tętnicy szyjnej i zwężeniu ICA. W artykule przedstawiono szczegółowy protokół, który pozwala na nieinwazyjną i specyficzną dla pacjenta charakterystykę składu płytki nazębnej i obciążeń hemodynamicznych u pacjentów ze zwężeniem ICA.

Introduction

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

Zwężenie tętnicy szyjnej wewnętrznej (ICA) jest główną przyczyną udaru mózgu, długotrwałej niepełnosprawności i śmierci 1,2,3,4,5,6,7. Bieżąca ocena i leczenie zwężenia ICA opiera się na oszacowaniu procentowego zwężenia za pomocą prędkości ultrasonograficznych dupleksu (DUS) lub anatomii przekrojowej [angiogram tomografii komputerowej (CTA) i/lub rezonans magnetyczny (MRI)]. Jednak procentowe zwężenie nie uwzględnia fizjologicznie istotnych czynników ryzyka udaru, takich jak podatność płytki nazębnej i obciążenia hemodynamiczne w obrębie blaszki 8,9,10,11,12,13,14. Chociaż wykazano zmniejszone ryzyko udaru mózgu po endarterektomii tętnicy szyjnej (CEA) u objawowych pacjentów ze zwężeniem większym niż 50%, korzyści z CEA u pacjentów bezobjawowych są przedmiotem dyskusji 3,4. W rzeczywistości wielu chirurgów rezerwuje interwencję operacyjną dla osób ze zmianami zwężonymi >80% i/lub w przypadkach z morfologią blaszki miażdżycowej wysokiego ryzyka (wrażliwej)15. Uzasadnione są ulepszone metody określania, które zwężenia ICA są zagrożone zatorowością blaszkową, a zatem odniosłyby korzyści z CEA.

Ilościowa charakterystyka miażdżycy z wieloma kontrastami (qMatch) to technika MRI, która wykorzystuje modelowanie niskiej rangi w celu umożliwienia obrazowania 3D o wysokiej rozdzielczości, które zapewnia współzarejestrowane obrazy ciemnej krwi i jasnej krwi o wielu kontrastach oraz obrazy relaksometryczne do kompleksowej i ilościowej oceny blaszek miażdżycowych tętnicy szyjnej16,17. qMatch poprawił rozdzielczość izotropową 3D, duże pokrycie anatomiczne i ilościową ocenę obciążenia blaszki miażdżycowej tętnicy szyjnej w porównaniu z konwencjonalnym rezonansem magnetycznym. Specyficzna dla pacjenta obliczeniowa dynamika płynów (CFD) może być wykorzystana do scharakteryzowania obciążeń hemodynamicznych na płytce miażdżycowej, dostarczając w ten sposób unikalnych informacji dotyczących hemodynamicznego i biomechanicznego ryzyka zdarzeń zatorowych naczyń mózgowych 18,19,20,21,22,23. Wiedza na temat składu blaszki miażdżycowej i obciążeń hemodynamicznych na płytce miażdżycowej może być wykorzystana do zapewnienia bardziej wszechstronnej oceny potencjału zatorowego niż samo zwężenie procentowe. W tej pracy przedstawiamy protokół, który wykorzystuje zarówno qMatch MRI, jak i CFD oparty na MRI do identyfikacji różnic w składzie płytki nazębnej i hemodynamice w zwężeniu ICA.

Protocol

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

Badanie zostało zatwierdzone przez Institutional Review Board Uniwersytetu Michigan i uzyskano świadomą zgodę każdego uczestnika badania. Protokół ten wykorzystuje CRIMSON, zweryfikowaną platformę hemodynamiki obliczeniowej typu open source, która wykonuje kluczowe zadania modelowania obliczeniowego, takie jak generowanie siatki, specyfikacja warunków brzegowych i analiza elementów skończonych24,25. Aby pobrać CRIMSON i/lub przejrzeć samouczki dotyczące modelowania, odwiedź stronę internetową (https://crimson.software). Graficzny interfejs użytkownika CRIMSON wymaga systemu operacyjnego Windows. Solwer przepływu CRIMSON jest dostępny zarówno dla systemu Windows, jak i Linux.

1. Rekrutacja pacjentów i pozyskiwanie danych specyficznych dla pacjenta

  1. Rekrutacja dorosłych pacjentów, u których rozpoznano ciężkie zwężenie ICA w DUS i/lub CTA (zgodnie z kryteriami North American Symptomatic Parentaid Endarterectomimy Trial (NASCET)26. Uwzględnij pacjentów, którzy nie mają znanych przeciwwskazań do rezonansu magnetycznego (tj. metalowych implantów) lub nietolerancji MRI (tj. klaustrofobii, niemożności leżenia płasko/pozostawania w bezruchu). Wyklucz pacjentki, jeśli są w ciąży lub mają przeciwwskazania do rezonansu magnetycznego. Uzyskanie świadomej zgody, która powinna obejmować omówienie i zrozumienie procedury badania, ryzyka, korzyści, zapewnienia o poufności, czas trwania badania i prawo do wycofania się z badania.
  2. Uzyskiwanie retrospektywnych i/lub prospektywnych danych pacjenta w celu informowania o modelach CFD. Użyj obrazów CTA, MRI i/lub angiografii do anatomii pacjenta.
    UWAGA: Warunki brzegowe zostaną omówione bardziej szczegółowo w dalszej części. Jednak ogólnie rzecz biorąc, dane informujące o warunkach brzegowych często obejmują nieinwazyjne lub inwazyjne ciśnienie, prędkości DUS i/lub przepływ pochodzący z kontrastu fazowego (PC)-MRI.
  3. Przed wykonaniem rezonansu magnetycznego należy przeprowadzić szczegółowy formularz bezpieczeństwa badania przesiewowego MRI dla każdego zarejestrowanego pacjenta, aby zidentyfikować wszelkie przeciwwskazania do rezonansu magnetycznego. Przejrzyj formularze bezpieczeństwa MRI z 2+ członkami zespołu badawczego. Poinstruuj zapisanych pacjentów, aby usunęli wszystkie metalowe przedmioty i zaopatrzyli się w fartuch.
  4. Ułóż pacjenta na wznak na systemie MRI 3T, zapewnij ochronę słuchu i koc dla komfortu pacjenta oraz umieść cewkę głowy i szyi.
  5. Po wykonaniu wstępnych sekwencji lokalizacyjnych w celu ustalenia prawidłowej orientacji nad rozwidleniem tętnicy szyjnej, wykonaj następujące trzy sekwencje:
    1. Uzyskaj rezonans magnetyczny 3D głowy i szyi w czasie przelotu w celu anatomicznej charakterystyki układu naczyniowego od wspólnej tętnicy szyjnej (CCA) w C5 do dystalnej ICA, otworu wielkiego.
    2. Uzyskaj bramkowany sercem PC-MRI 2D na poziomie CCA na C5 i powyżej rozwidlenia tętnicy szyjnej na bliższej tętnicy szyjnej zewnętrznej (ECA) i środkowej ICA dystalnie do zmiany w celu pomiaru objętościowych przebiegów przepływu krwi. Kodowanie prędkości specyficzne dla pacjenta (Venc) opiera się na szczytowej prędkości skurczowej (PSV) w każdym naczyniu (CCA, ECA i środkowym ICA dystalnie do zmiany) mierzonej za pomocą DUS. Ogólnie rzecz biorąc, celuj w Venc ~20% wyższy niż PSV na interesującym Cię statku.
    3. Użyj sekwencji qMatch MRI zlokalizowanej nad rozwidleniem tętnicy szyjnej, aby uzyskać szczegółowe informacje na temat składu płytki nazębnej i podatności płytki nazębnej.

2. Uzyskiwanie przebiegów przepływu z PC-MRI

  1. Po uzyskaniu bramkowanego sercem PC-MRI 2D w powyższych lokalizacjach, uzyskaj wolumetryczne przebiegi przepływu za pomocą wbudowanego oprogramowania na skanerze MRI.
    1. Na skanerze MRI zidentyfikuj i użyj odpowiedniego oprogramowania do kwantyfikacji przepływu, aby uzyskać przebiegi przepływu pochodzące z PC-MRI.
    2. Wybierz każdy interesujący Cię statek (tj. CCA, ECA i ICA) i umieść kontur wokół określonego statku, aby zapewnić automatyczny przebieg przepływu. Ręcznie edytuj kontury, aby zapewnić dokładny obszar naczynia.
    3. Eksportuj przebiegi przepływu z odpowiedniego oprogramowania.
      UWAGA: Oprogramowanie do kwantyfikacji przepływu może się różnić w zależności od producenta rezonansu magnetycznego.
  2. Wykorzystaj transformację Fouriera do interpolacji i stworzenia przebiegu przepływu, który jest gładki, ciągły i ma większą liczbę punktów danych, co pozwala na bardziej wyrafinowany profil przepływu dla symulacji CFD.
    UWAGA: narzucając przepływ do CRIMSON24 (który zostanie omówiony później) ważne jest, aby funkcja falowa była ciągła: zarówno sama funkcja, jak i jej pochodne istnieją i są ciągłe dla wszystkich wartości czasu. Interpolacja Fouriera generuje ciągły przebieg w oparciu o dowolną kombinację zmierzonych punktów danych przepływu (PC-MRI) i pożądanych punktów czasowych (do analizy CFD).
  3. Aby zapewnić zachowanie masy między powierzchniami dopływu i odpływu, porównaj średni przepływ CCA, ECA i ICA po transformacji Fouriera.
    1. W przypadkach, gdy zachowanie masy (tj. przepływ CCA = przepływ ECA + przepływ ICA) nie mieści się w granicach 10%, nie należy posuwać się naprzód i przystępować do rozwiązywania problemów.
    2. Najpierw sprawdź, czy dla Venc użyto dokładnego PSV i sprawdź, czy przebieg przepływu pochodzący z ECA PC-MRI został zmierzony po dużej gałęzi (lub rozgałęzieniach).
    3. W przypadkach, gdy przebieg przepływu PC-MRI został uzyskany po dużych rozgałęzieniach ECA, należy zwiększyć przepływ do ECA i ponownie sprawdzić zachowanie masy.

3. Modelowanie obliczeniowej dynamiki płynów: geometria

  1. Importuj pozbawione elementów identyfikujących dane obrazu DICOM dla anatomii specyficznej dla pacjenta (CTA, MRI, angiografia) do CRIMSON za pomocą przycisku importu w menedżerze danych.
  2. W oknie Modelowanie geometrii wybierz opcję Edycja ścieżki naczynia i utwórz drzewo naczyń składające się z interesującego nas zakresu anatomicznego (CCA, ECA i ICA).
  3. Użyj okna Edycja ścieżki naczynia , aby umieścić punkty linii środkowej wzdłuż długości każdego naczynia w interesującej nas anatomii (CCA, ECA i ICA).
    1. Linia środkowa CCA jest zwykle rozpoczynana na poziomie C5, odpowiadającym miejscu, w którym uzyskano przebieg przepływu z PC-MRI.
    2. Linia środkowa ICA jest zwykle zakończona 1–2 cm dystalnie do zwężenia, co odpowiada miejscu, w którym uzyskano przebieg przepływu z PC-MRI.
    3. ECA linia środkowa jest zwykle zakończona proksymalnie do rozgałęzień pierwszego rzędu od ECA, odpowiadając lokalizacji, w której uzyskano przebieg przepływu z PC-MRI.
  4. Korzystając z okna Przekrój naczynie , wizualizowana jest długość punktów linii środkowej wzdłuż każdego naczynia. To okno pojawi się po dodaniu co najmniej dwóch punktów wzdłuż linii środkowej naczynia i zawiera widok przekroju poprzecznego wzdłuż (prostopadłej) do linii środkowej.
    UWAGA: Linie środkowe naczyń mogą być również importowane w formacie CRIMSON (muszą być w formacie pliku VTK).
  5. Użyj okna Ponowne przecięcie naczynia , aby określić granice ściany naczynia, dodając kontury naczynia (za pomocą okręgu, elipsy lub ręcznego konturu). Okno Ponowne przecięcie naczynia zapewnia widok naczynia wzdłuż linii środkowej, dzięki czemu można zdefiniować dokładne kontury. Kontury są dodawane ręcznie przez użytkownika w różnych punktach linii środkowej naczynia w oknie Ponowne przecięcie naczynia .
    UWAGA: Po lewej stronie okna ponownego krojenia naczynia wyświetlany jest oryginalny obraz. Po prawej stronie okna ponownego krojenia naczynia wyświetlany jest gradient obrazu. Widok obrazu gradientowego może być pomocny podczas definiowania konturów, ponieważ może wyraźniej pokazywać granicę światła.
    1. Umieszczaj kontury wystarczająco często wzdłuż linii środkowej, aby w pełni uchwycić krzywiznę i zmieniającą się geometrię naczynia, a jednocześnie nie za blisko, aby przesadzić lub wytworzyć artefakty.
  6. Po umieszczeniu konturów w poprzek interesujących nas naczyń użyj przycisku Wyciągnięcie po profilach w oknie Modelowanie konturu naczynia , aby utworzyć połączony model bryłowy 3D każdej geometrii w procesie znanym jako wyciągnięcie po profilu.
  7. Wybierz okno Mieszanie naczyń , aby wygenerować pojedyncze naczynie o geometrii bryły. Najczęstszym algorytmem mieszania jest filet. Typowy rozmiar fileta wynosi od 0,3 do 1 mm.

4. Modelowanie obliczeniowej dynamiki płynów: tworzenie siatki

  1. Wybierz okno Ustawienia siatki i dodatku Solver i użyj przycisku tworzenia siatki, aby zwizualizować opcje siatki i wybrać określone parametry siatki.
    UWAGA: Siatka składa się z wielu elementów czworościennych i jest wymagana do przeprowadzenia symulacji, ponieważ równania Naviera-Stokesa dla prędkości i ciśnienia są rozwiązywane w każdym punkcie (węźle) siatki. Siatka podstawowa może być zdefiniowana za pomocą elementów globalnych i/lub lokalnych. W szczególności siatkę można zdefiniować za pomocą rozmiaru elementu (np. mniejszy rozmiar elementu prowadzi do mniejszej lub bardziej wyrafinowanej siatki), zagęszczenia krzywizny (które dodaje więcej elementów siatki do obszarów o wyższej krzywiźnie) lub innych lokalnych funkcji zagęszczenia siatki. Konkretne strategie tworzenia siatki mogą się różnić w zależności od różnych geometrii. W ustawieniu obecnej geometrii będącej przedmiotem zainteresowania (tj. CCA, proksymalnej ICA i proksymalnej ECA) należy wykorzystać zarówno globalne, jak i lokalne cechy siatki.
  2. Użyj okna opcji globalnych , aby ustawić globalny rozmiar elementu jako wartość bezwzględną z zakresu od 0,5 mm do 0,75 mm.
  3. Użyj okna opcji globalnych , aby określić typ warstwy granicznej jako wzrost geometryczny. Ustaw całkowitą liczbę warstw na 3, grubość pierwszej warstwy na 0,2 mm, a całkowitą grubość warstwy na 1,0 mm, co pozwoli na uzyskanie drobniejszej siatki wzdłuż zewnętrznej strony powierzchni i mniej drobnej siatki wzdłuż środka powierzchni.
  4. Na koniec użyj zagęszczenia krzywizny, aby dodać więcej elementów siatki w obszarach o krzywiźnie (tj. w zwężeniu).
    UWAGA: Opcje lokalnego zagęszczenia siatki mogą być również używane do tworzenia drobniejszej siatki w określonych zbiornikach, obszarach bifurkacji lub powierzchniach wlotowych/wylotowych.
  5. Przejrzyj elementy siatki, klikając przycisk Informacje o siatce po kliknięciu siatki prawym przyciskiem myszy.
    UWAGA: Końcowa siatka powinna zawierać elementy o odpowiednich proporcjach (stosunek największego boku do najmniejszego boku danego elementu czworościennego, im mniejszy, tym lepiej), rozkład elementów, które wychwytują cechy przepływu w newralgicznych miejscach (tj. zwężenia, ujścia naczyń, warstwy graniczne) oraz unikać nadmiernych zniekształceń lub gwałtownych zmian wielkości komórki.
    Końcowe siatki o obecnej geometrii powinny zawierać od 400 000 do 700 000 elementów.
    Rysunek 1A przedstawia krytyczne etapy związane z geometrią pacjenta i siatką.

5. Modelowanie obliczeniowej dynamiki płynów: warunki brzegowe

  1. Aby określić warunki brzegowe, wybierz okno Ustawienia siatki i Solver , a następnie wybierz ikonę Ustawienia Solver . W oknie Ustawienia dodatku Solver dodaj zestaw warunków brzegowych (nazywany "zestawem BC"), a następnie wybierz określony warunek brzegowy za pomocą ikony BC .
    UWAGA: Warunki brzegowe są używane do reprezentowania ciśnienia i przepływu krwi poza granicami modelu segmentowego. Decyzja o tym, które warunki brzegowe zastosować i gdzie są one określone, jest prawdopodobnie najważniejszym i krytycznym aspektem każdego modelu CFD i powinna być podjęta celowo i poparta fizjologicznie odpowiednim znaczeniem. Warunki brzegowe powinny być wybrane i dostrojone tak, aby odpowiadały wartościom specyficznym dla pacjenta, a w przypadkach, gdy wartości specyficzne dla pacjenta nie są dostępne, dane literaturowe można wykorzystać do informowania o modelu obliczeniowym.
  2. Przestrzegaj warunków brzegowych, które są obecnie dostępne w CRIMSON:
    1. Wlot: ciśnienie, zalecana prędkość (przebieg przepływu), niestandardowy obwód parametrów skupionych (dowolna dowolna kombinacja rezystorów, kondensatorów, cewek indukcyjnych, węzłów ciśnieniowych i niestandardowych elementów obwodu zdefiniowanych za pomocą skryptu Pythona).
    2. Ściana: bez poślizgu (odnosi się do sztywnej lub nieodkształcalnej ściany), odkształcalna.
    3. Wylot: ciśnienie, RCR, zalecana prędkość (przebieg przepływu), niestandardowy obwód z parametrami skupionymi.
  3. Kliknij ikonę BC, aby wybrać określony warunek brzegowy. Najpierw wybierz opcję Bez poślizgu, aby zaimplementować sztywne, nieodkształcalne ściany i zastosuj to do wszystkich ścian za pomocą przycisku Zastosuj do wszystkich ścian.
  4. Następnie kliknij ikonę BC i wybierz zalecaną prędkość , aby zaimportować wcześniej zdefiniowany przebieg dopływu (tj. przepływ CCA poprowadzony z PC-MRI po transformacji Fouriera). W oknie warunek brzegowy odwzorować profil prędkości parabolicznej na wlocie CCA.
    UWAGA: W CRIMSON obowiązuje konwencja, zgodnie z którą przepływy wlotowe są ujemne, a przepływy wylotowe dodatnie.
  5. Podobnie, należy zaimportować przebieg pulsacyjnego odpływu ECA (prędkość zalecana) zrekonstruowany z PC-MRI i odwzorować profil prędkości parabolicznej na wylocie ECA.
  6. Wybierz ikonę BC | RCR , aby wypełnić trzyelementowy model Windkessel (RCR), który składa się z rezystancji proksymalnej (Rp), rezystancji dystalnej (Rd) i kondensatora (C). Przyporządkuj RCR do wylotu ICA. Oblicz przybliżone wartości RCR specyficzne dla pacjenta, korzystając z danych przepływu PC-MRI i ciśnienia krwi pacjenta.
    1. Całkowity opór tętniczy wynosi RT = średnia P/QT, gdzie średnie ciśnienie krwi Pśrednia = 1/3 P skurczowe + 2/3 Prozkurczowe, a QT to całkowity przepływ serca wchodzący do modelu (w tym przypadku przepływ CCA).
    2. Całkowita zgodność tętnicza wynosi CT = (QT,max-Q T,min)/(Pskurczowe-P rozkurczowe)*Δt, gdzie QT,max i QT,min są maksymalnymi i minimalnymi wartościami dopływu CCA, a Δt to upływ czasu między tymi wartościami.
    3. Wstępne oszacowania parametrów modelu Windkessel są oparte na obrazowaniu specyficznym dla pacjenta i są uzyskiwane poprzez dystrybucję frakcji R, T i CT na wylocie ICA.
      UWAGA: Rysunek 1B przedstawia warunki brzegowe używane w obecnym schemacie modelowania. W niniejszym badaniu wykorzystano wyżej wymieniony zestaw warunków brzegowych; Można jednak wykorzystać inne zestawy warunków brzegowych.

6. Modelowanie obliczeniowej dynamiki płynów: symulacja

  1. W oknie Ustawienia siatki i dodatku Solver wybierz ikonę Ustawienia dodatku Solver | Parametry Sovellera , aby określić parametry solvera w CRIMSON.
    1. Przeprowadzaj symulacje, używając kroku czasowego o wielkości 0,1 ms dla czterech cykli pracy serca.
      UWAGA: Reszta wymagana, aby rozwiązanie można było uznać za zbieżne dla każdego kroku czasowego, wynosi 1 x 10-4. Ponieważ zwężenia ICA o wysokim stopniu złośliwości mają obszary złożonego i modelowego przepływu krążenia, krew jako nieściśliwy płyn nienewtonowski przy użyciu modelu Carreau-Yasuda. Można to zrobić, dodając model stałej lepkości do pliku wejściowego solvera (patrz 6.3.1). Ustaw gęstość krwi na 1,060 kg·m−3.
      Ustabilizowany wzór elementów skończonych dla nieściśliwych równań Naviera-Stokesa rozwiązuje prędkość przepływu krwi i ciśnienie w modelach.
  2. Aby rozpocząć symulację, należy przygotować pliki symulacji za pomocą narzędzia Solver Setup w programie CRIMSON. W szczególności należy wygenerować pliki zawierające dane dotyczące przepływu (bct.dat), przepływ na wlocie w każdym kroku czasowym (bctFlowWaveform.dat), informacje o siatce i warunkach brzegowych (geombc.dat), informacje o ścianie, na której zastosowano każdy warunek brzegowy (faceinfo.dat), numer pierwszego kroku czasowego symulacji (numstart.dat), 3-elementowe dane Windkessel (rcrt.dat), pliki zawierające informacje o ciśnieniu i prędkości w każdym punkcie siatki (pliki restartu), oraz instrukcje dotyczące Flowsolver (solver.inp).
    1. Dodaj model Carreau-Yasuda do pliku solver.inp i dodaj go do plików symulacji, aby umożliwić modelowanie krwi jako płynu nienewtonowskiego.
  3. Aby uruchomić symulacje, wybierz jedną z następujących opcji:
    1. Aby uzyskać najprostszy sposób uruchomienia modułu CRIMSON Navier-Stokes flowsolver, naciśnij przycisk Uruchom symulację w okienku Badanie w oknie Ustawienia solvera . Spowoduje to otwarcie okna poleceń, które pozwala użytkownikowi określić, ile procesorów ma być używanych.
      UWAGA: Flowsolver można również uruchomić z wiersza poleceń przy użyciu pliku wsadowego systemu Windows.
      Chociaż niektóre symulacje (tj. te przy założeniu stanu ustalonego) mogą być uruchamiane bezpośrednio przez CRIMSON na lokalnym komputerze stacjonarnym z systemem Windows, symulacje pulsacyjne z siatką składającą się z wielu elementów czworościennych (200 000 >) będą wymagały bardziej komputerowego klastra obliczeń o wysokiej wydajności (HPC) z systemem operacyjnym Linux.
  4. Użyj solvera przepływowego CRIMSON Navier-Stokes, aby wykonywać obliczenia z 72–108 rdzeniami w klastrze HPC. W przypadku wykonywania symulacji w klastrze HPC należy przenieść wszystkie pliki presolvera do klastra.
    UWAGA: Proces przesyłania plików do klastra HPC będzie się różnić w zależności od osoby i instytucji w zależności od dostępnej dla nich technologii i oprogramowania.
  5. Gdy solver zacznie działać, zwróć uwagę, że w wierszu polecenia jest drukowany plik wyjściowy o nazwie "histor.dat". Pliki wyjściowe symulacji zostaną zapisane w nowym katalogu o nazwie "n-procs-case", gdzie "n" to liczba procesorów dla symulacji.
    1. Użyj znaku zachęty linux: tail -f histor.dat , aby wyświetlić plik "histor.dat" w czasie rzeczywistym. Plik histor.dat składa się z wielu kolumn; Najważniejsze są jednak pierwsze cztery kolumny.
      1. Zauważ, że pierwsza kolumna to bieżący krok czasowy, który może pojawiać się wiele razy, ponieważ w każdym kroku równania Naviera-Stokesa są rozwiązywane wiele razy, aby zwiększyć dokładność rozwiązania numerycznego przed przejściem do następnego kroku (tj. zbliżeniem się do określonej reszty).
      2. Zwróć uwagę, że druga kolumna to czas, który upłynął od symulacji w sekundach.
      3. Należy zauważyć, że trzecia kolumna to reszta nieliniowa, która jest miarą jakości obecnego roztworu (niższa liczba oznacza ulepszone rozwiązanie).
      4. Zwróć uwagę, że czwarta kolumna to wartość logarytmiczna bieżącej reszty w porównaniu z początkową resztą na początku symulacji, która zapewnia miarę bieżącej reszty w stosunku do punktów początkowych.

7. Modelowanie obliczeniowej dynamiki płynów: przetwarzanie końcowe

  1. Sprawdź zbieżność po zakończeniu symulacji (tj. czy podejście symulacyjne zakończyło się powodzeniem w osiągnięciu określonej reszty). Wykorzystaj informacje zawarte w pliku "histor.dat" do wykreślenia i/lub wizualizacji reszt.
  2. Aby zobrazować szczegółowe wyniki symulacji, wymagane jest przetwarzanie końcowe. Przejdź do folderu "n-procs-case" i wykonaj pliki wykonywalne postsolver i multipostsolver (oba można znaleźć w plikach instalacyjnych CRIMSON flowsolver).
    1. Użyj pliku wykonywalnego postsolver (postsolver -sn -td -ph -ybar), aby wygenerować plik "ybar", który zawiera miarę błędów dla każdego węzła w siatce.
    2. Użyj pliku wykonywalnego multipostsolver (multipostsolver ), aby połączyć pliki ponownego uruchomienia, pobierając wyniki z określonym przyrostem między pierwszym a ostatnim określonym krokiem czasu.
  3. Sprawdź zachowanie masy, sprawdzając plik "FlowHist.dat", który zawiera przebiegi przepływu dla dopływu CCA oraz odpływu ECA i ICA.
  4. Sprawdź ciśnienie, w tym ciśnienie maksymalne (SBP), ciśnienie minimalne (DBP), MAPP i ciśnienie tętna (ciśnienie impulsu = SBP-DBP), patrząc na plik "PressHist.dat".
  5. Dostosuj parametry RCR, aby zapewnić zgodność z informacjami specyficznymi dla pacjenta, takimi jak ciśnienie krwi. W szczególności rezystancja i pojemność są regulowane w taki sposób, aby symulowane ciśnienie tętna na wylocie CCA mieściło się w granicach 5% ciśnienia tętna pacjenta i 10% MAP (od pomiaru mankietu).
    UWAGA: Zwiększ opór na wzrost ciśnienia (SBP, DBP i MAP) i zwiększ podatność, aby zmniejszyć ciśnienie tętna (odwrotnie). Dostrajanie RCR jest procesem iteracyjnym, który jest często określany jako iteracja stałoprzecinkowa.

8. Modelowanie obliczeniowej dynamiki płynów: analiza danych

  1. Po tym, jak symulacja przejdzie wyznaczone dostrojenie (tj. symulowane ciśnienie tętna w granicach 5% ciśnienia tętna pacjenta), eksportuj, wizualizuj i analizuj dane.
  2. Zidentyfikuj plik "view.pht" w folderze, który został utworzony po uruchomieniu pliku wykonywalnego multipostsolver [tj. (multipostsolver )] i zaimportuj go do Paraview.
  3. Obliczanie i wizualizowanie następujących zmiennych w Paraview.
    1. Prędkość (i przepływ): CRIMSON podaje prędkość w mm/s, jednak w obrazowaniu DUS prędkość jest podawana w cm/s. Przelicz prędkość na cm/s za pomocą kalkulatora w Paraview.
      UWAGA: Ponieważ zastosowano warunek brzegowy ściany antypoślizgowej lub sztywnej, prędkość na ścianie będzie równa zero. Dlatego najlepiej jest wizualizować prędkość za pomocą techniki renderowania objętościowego.
      1. Uchwyć profil prędkości określonej części modelu (tj. punktu maksymalnego zwężenia) za pomocą funkcji klipu lub przekroju w Paraview.
    2. Ciśnienie (i stosunek ciśnień)
      UWAGA: CRIMSON informuje o ciśnieniu w Pascalu (Pa); jednak klinicznie ciśnienie jest podawane w mmHg. Przelicz ciśnienie na mmHg za pomocą kalkulatora, dzieląc ciśnienie (w Pa) przez 133.33.
      1. Użyj klipsa lub plasterka, aby uchwycić ciśnienie proksymalne i dystalne do zwężenia ICA. Użyj filtra "Wykreśl dane w czasie nadmiaru" w Paraview, aby uzyskać przebieg ciśnienia w czasie (analogiczny do przebiegu, który można uzyskać za pomocą inwazyjnego pomiaru ciśnienia).
      2. Obliczyć stosunek ciśnień, dzieląc średnie ciśnienie dystalne przez średnie ciśnienie proksymalne.
    3. Naprężenie ścinające ścianę (WSS): Oblicz uśredniony w czasie WSS, wybierając najpierw obszar zainteresowania (zwężenie ICA), używając kalkulatora w celu uzyskania wielkości WSS i używając "Filtru statystyk czasowych".
    4. Oblicz oscylacyjny wskaźnik ścinania (OSI) w Paraview po obliczeniu uśrednionego w czasie WSS (patrz wyżej).
      UWAGA: OSI jest miarą tego, jak bardzo WSS zmienia kierunek i wielkość podczas cyklu pracy serca. Wartości OSI mieszczą się w zakresie od 0 do 0,5, gdzie 0 oznacza jednokierunkowy WSS, a 0,5 oznacza WSS ze średnią czasową równą zero.

9. Analiza morfologii blaszki miażdżycowej za pomocą qMatch MRI

  1. Uruchom surowe dane obrazu qMatch za pomocą programu do rekonstrukcji obrazu MATLAB, aby uzyskać obrazy po przetworzeniu, w tym obrazy ciemnej krwi, T1-zależne, T2-zależne, MRA, qMatch T1 Map i qMatch T2 Map.
  2. Użyj przeglądarki DICOM, aby zwizualizować przetworzone obrazy MRI qMatch i ocenić skład płytki nazębnej.
    UWAGA: qMatch może zidentyfikować składniki płytki nazębnej, w tym wapń, krwotok wewnątrzpłytkowy (IPH), rdzenie martwicze bogate w lipidy (LRNC) oraz grubość włóknistej czapeczki i jej stan.
    1. Ogólnie rzecz biorąc, każdy składnik będzie miał następujące cechy w zestawach danych qMatch (tabela 1).
      1. Wapń: Hipointensywny na obrazach ciemnej krwi, T1-zależnych i T2-zależnych.
      2. Ostatnie IPH: Hiper-intensywne na obrazach T1-zależnych i hiper- do izo-intensywnych na obrazach T2-zależnych.
      3. Stary IPH: Hiper-intensywny na obrazach T1-zależnych i hipo- do izo-intensywnych na obrazach T2-zależnych.
      4. LRNC: Hiper-intensywny na obrazach T1-zależnych i Hipo-intensywny na obrazach T2-zależnych.
      5. FC: Hiper- do ISO intensywne na obrazach T2-ważonych.
  3. Klasyfikacja blaszek na podstawie ich składników przy użyciu zmodyfikowanych systemów klasyfikacji American Heart Association27 i/lub Plaque-RADS (Reporting and Data System)28 .

Results

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

Korzystanie z tego przepływu pracy CFD opartego na MRI w połączeniu z qMatch MRI pozwala na identyfikację obciążeń hemodynamicznych w poprzek i zwężenia ICA oraz określonych składników płytki nazębnej. Zaczynamy od upewnienia się, że mamy siatkę wysokiej jakości, która pozwoli na dokładne odwzorowanie cech przepływu w krytycznych obszarach. Ostateczna siatka powinna zawierać odpowiednią liczbę elementów siatki o niskich proporcjach (Rysunek 1A). Gruba siatka o wysokich proporcjach prawdopodobnie doprowadzi do niedokładnych wyników symulacji. Następnie przechodzimy do specyfikacji naszych warunków brzegowych (rysunek 1B). Po pomyślnym zakończeniu symulacji i odpowiednim dostrojeniu warunków brzegowych można pobrać nieinwazyjne i specyficzne dla pacjenta dane hemodynamiczne.

Specyficzne wskaźniki hemodynamiczne, które można zmierzyć, w tym między innymi prędkość, przepływ, ciśnienie (w tym stosunki ciśnień i gradienty ciśnień), WSS i OSI. Rysunek 2 przedstawia reprezentatywny profil prędkości w poprzek rozwidlenia tętnicy szyjnej i zwężenia ICA. Wizualizacja profilu prędkości maksymalnej w całym cyklu pracy serca może służyć jako substytut fali prędkości pochodzącej z DUS. W ten sposób można przybliżyć zarówno PSV, jak i prędkość końcoworozkurczową (EDV). Rycina 3 przedstawia dwa reprezentatywne przykłady ciśnienia (mmHg) w poprzek rozwidlenia tętnicy szyjnej i zwężenia ICA. Gradient ciśnienia można zmierzyć, zbierając przebiegi ciśnienia proksymalne i dystalne do zwężenia.

Na rysunku 3A różnica ciśnienia jest minimalna lub żadna, proksymalna (czerwona linia) i dystalna do (niebieska linia) zwężenia. Jednak na rysunku 3B występuje duża różnica ciśnienia proksymalnego do (czerwona linia) i dystalnego do (niebieska linia) zwężenia. Rysunek 4 przedstawia dwa reprezentatywne przykłady WSS (Pa) zmapowane w poprzek rozwidlenia tętnicy szyjnej i zwężenia ICA. Na rysunku 4A w poprzek zwężenia występuje niski WSS, podczas gdy na rysunku 4B w poprzek zwężenia występuje duży WSS. Rycina 5 przedstawia porównanie OSI zmapowanego w poprzek bifurkacji tętnicy szyjnej przed (Figura 5A: przed operacją) i po (Figura 5B: po operacji) CEA. Mapy pooperacyjne przedstawiają obszary o wyższym OSI w porównaniu z okresem przedoperacyjnym.

Po odpowiednim przetworzeniu obrazów qMatch zostanie wygenerowany zestaw danych z sześcioma zestawami DICOM, w tym sekwencjami ciemnej krwi, T1-zależnymi, T2-zależnymi, MRA, qMatch T1 Map i qMatch T2 Map. Korzystając z tych zestawów danych, można wizualizować i określać ilościowo składniki płytki nazębnej, w tym wapń, IPH, LRNC oraz grubość i/lub pęknięcie czapeczki włóknistej (przy użyciu sekwencji map T1 i T2). Tabela 1 przedstawia ogólną charakterystykę każdego składnika płytki w zestawach danych qMatch. Rycina 6 przedstawia reprezentatywny zestaw danych qMatch od pacjenta z IPH. Kontur ICA jest przedstawiony ciągłą białą linią, podczas gdy światło przepływu jest przedstawione za pomocą przerywanej białej linii, a tabliczka jest przedstawiona za pomocą przerywanej żółtej linii. Cechy IPH (ciągła czerwona linia) wykazywane przez hiperintensywny sygnał na obrazie T1-zależnym i obniżony pomiar T1 na mapie T1. Rycina 7 przedstawia reprezentatywny zestaw danych qMatch od pacjenta z silnie zwapniałą blaszką miażdżycową. Kontur ICA jest przedstawiony ciągłą białą linią, podczas gdy strumień świetlny przepływu jest przedstawiony jako przerywana biała linia. Zwapniała część płytki nazębnej (przerywana pomarańczowa linia) wykazana przez hipointensywny sygnał w obrazach ciemnej krwi, T1-zależnych i T2-zależnych.

figure-results-1
Rysunek 1: Omówienie metody modelowania obliczeniowej dynamiki płynów. (A) Tworzenie geometrii i siatki specyficznej dla pacjenta, a także (B) określenie warunków brzegowych. (A) Zanonimizowane dane obrazu DICOM z CTA są importowane do CRIMSON i określana jest anatomia będąca przedmiotem zainteresowania (w tym CCA, ICA i ECA). Punkty linii środkowej są umieszczane wzdłuż długości każdego naczynia w obrębie anatomii będącej przedmiotem zainteresowania. Granice ścianki naczynia są określane przez dodanie konturów. Gałęzie naczynia są wyciągane, a następnie łączone z operacją zaokrąglenia. Ostateczny model geometryczny jest następnie dyskretyzowany w siatkę, składającą się z wielu elementów czworościennych z lokalnym zagęszczeniem siatki na poziomie zwężenia. (B) Do wylotu ICA przepisuje się 3-elementowy Windkessel, aby umożliwić zmiany ciśnienia i prędkości. PC-MRI 2D bramkowany sercem uzyskuje się na poziomie CCA na poziomie C5 (czerwone kółko i elipsa) oraz powyżej rozwidlenia tętnicy szyjnej w proksymalnym ECA (pomarańczowe koło i elipsa) oraz w środku ICA dystalnie do zmiany (niebieskie kółko i elipsa) w celu pomiaru objętościowych przebiegów przepływu krwi. Przebieg przepływu jest zalecany dla wlotu CCA i wylotu ECA. Skróty: CTA = angiografia tomografii komputerowej; CCA = tętnica szyjna wspólna; ICA = tętnica szyjna wewnętrzna; ECA = tętnica szyjna zewnętrzna; PC = Kontrast fazowy. Kliknij tutaj, aby zobaczyć większą wersję tego rysunku.

figure-results-2
Rysunek 2: Informacje o prędkości z przepływu pracy CFD. Po prawej) Prędkość (cm/s) odwzorowana na model rozwidlenia tętnicy szyjnej obejmujący CCA, ECA i ICA z poważnym zwężeniem w widoku przednim. Po lewej) Można zobrazować maksymalną prędkość w czasie dla jednego cyklu pracy serca, służąc jako substytut ultrasonografii dupleksowej. Skróty: CCA = tętnica szyjna wspólna; ECA = tętnica szyjna zewnętrzna; ICA = tętnica szyjna wewnętrzna. Kliknij tutaj, aby zobaczyć większą wersję tego rysunku.

figure-results-3
Rycina 3: Reprezentatywny przykład ciśnienia (mmHg) odwzorowanego w poprzek rozwidlenia tętnicy szyjnej dla dwóch przypadków w widoku przednim. Ciśnienie jest odwzorowywane na modelach geometrycznych CCA, ECA i ICA. (A) Przypadek z minimalną lub żadną różnicą ciśnienia proksymalną do (czerwona linia, czerwona fala ciśnienia) i dystalną do (niebieska linia, niebieska fala ciśnienia) zwężenia ICA. (B) Przypadek z dużą różnicą ciśnień proksymalnie do (czerwona linia, czerwona fala ciśnienia) i dystalnie do (niebieska linia, niebieska fala ciśnienia) zwężenia ICA. Skróty: CCA = tętnica szyjna wspólna; ECA = tętnica szyjna zewnętrzna; ICA = tętnica szyjna wewnętrzna. Kliknij tutaj, aby zobaczyć większą wersję tego rysunku.

figure-results-4
Rysunek 4: Reprezentatywny przykład naprężenia ścinającego ścianę (Pa) odwzorowanego w poprzek rozwidlenia tętnicy szyjnej dla dwóch przypadków w widoku przednim. WSS jest odwzorowywany na modelach geometrycznych CCA, ECA i ICA. (A) Przypadek z niskim WSS w poprzek zwężenia ICA. (B) Przypadek z dużym WSS w poprzek zwężenia ICA. Skróty: WSS = naprężenie ścinające ściany; CCA = tętnica szyjna wspólna; ECA = tętnica szyjna zewnętrzna; ICA = tętnica szyjna wewnętrzna. Kliknij tutaj, aby zobaczyć większą wersję tego rysunku.

figure-results-5
Rycina 5: Porównanie oscylacyjnego wskaźnika ścinania przed (przedoperacyjnym) i po (pooperacyjnej) endarterektomii tętnicy szyjnej, w tym zarówno przed, jak i tylno-kątnego. OSI jest odwzorowywany na modelach geometrycznych CCA, ECA i ICA. Uwypuklona jest zmiana chorobowa i naprawiona zmiana (segmenty, w których porównuje się OSI). Mapy pooperacyjne przedstawiają obszary o wyższym OSI w porównaniu z okresem przedoperacyjnym. Skróty: OSI = oscylacyjny indeks ścinania; CCA = tętnica szyjna wspólna; ECA = tętnica szyjna zewnętrzna; ICA = tętnica szyjna wewnętrzna; CEA = endarterektomia tętnicy szyjnej. Kliknij tutaj, aby zobaczyć większą wersję tego rysunku.

figure-results-6
Rycina 6: Reprezentatywny zestaw danych qMatch od pacjenta z krwotokiem śródpłytkowym. (A) Ciemna krew, (B) T1-ważona, (C) T2-ważona, (D) MRA, (E) qMatch T1 Map i (F) qMatch T2 Map . Kontur ICA jest przedstawiony ciągłą białą linią, podczas gdy światło przepływu jest przedstawione za pomocą przerywanej białej linii, a tabliczka jest przedstawiona za pomocą przerywanej żółtej linii. Cechy IPH (ciągła czerwona linia) wykazywane przez hiperintensywny sygnał na obrazie T1-zależnym i obniżony pomiar T1 na mapie T1. Skróty: IPH = krwotok wewnątrznazębny. Kliknij tutaj, aby zobaczyć większą wersję tego rysunku.

figure-results-7
Rycina 7: Reprezentatywny zestaw danych qMatch od pacjenta ze zwapniałą płytką miażdżycową. (A) Ciemna krew, (B) T1-ważone, (C) T2-zależne, (D) MRA, (E) qMatch T1 Map i (F) qMatch T2 Map sekwencje. Kontur ICA jest przedstawiony ciągłą białą linią, podczas gdy strumień świetlny przepływu jest przedstawiony jako przerywana biała linia. Zwapniała część płytki nazębnej (przerywana pomarańczowa linia) wykazana przez hipointensywny sygnał w obrazach ciemnej krwi, T1-zależnych i T2-zależnych. Kliknij tutaj, aby zobaczyć większą wersję tego rysunku.

Składnik płytki nazębnejMRAMroczna krewZobacz materiał T1wT2w (tj. T2w)Mapa T1Mapa T2
IPH++Służy do oznaczania ilościowegoSłuży do oznaczania ilościowego
Wapń---Służy do oznaczania ilościowegoSłuży do oznaczania ilościowego
LRNC (Wyspa LRNC)=-Służy do oznaczania ilościowegoSłuży do oznaczania ilościowego
Włóknista czapka-/=-/=-Służy do oznaczania ilościowegoSłuży do oznaczania ilościowego

Tabela 1: Charakterystyka składników płytki nazębnej w zestawach danych qMatch. Skróty: MRA = angiografia rezonansu magnetycznego; T1w = T1 ważony; T2w = T2 ważone; IPH = krwotok wewnątrznazębny; LRNC = bogaty w lipidy rdzeń martwiczy; + = hiperintensywny; - = hipointensywny; (=) izo-intensywny.

Discussion

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

W tym miejscu przedstawiliśmy protokół nieinwazyjnego charakteryzowania obciążeń hemodynamicznych i składu płytki nazębnej w zwężeniu ICA, zapewniając w ten sposób bardziej kompleksową ocenę potencjału zatorowego niż obecne metody diagnostyczne, które oceniają samo zwężenie procentowe. Zaczynamy od uzyskania danych obrazowych i ciśnieniowych pacjenta zarówno w sposób retrospektywny, jak i prospektywny, w tym danych z CTA, PC-MRI i mankietów do pomiaru ciśnienia krwi, aby informować o naszych modelach CFD. Ponadto dostrajamy warunki brzegowe w naszym modelu, w szczególności w modelu Windkessel, aby odpowiadały znanym danym pacjenta. W związku z tym protokół ten pozwala na gromadzenie precyzyjnych i specyficznych dla pacjenta danych dotyczących fizjologicznie istotnych czynników ryzyka zatorowości blaszki miażdżycowej i udaru mózgu.

Informowanie modeli i warunków brzegowych o fizjologicznie dokładnych i specyficznych dla pacjenta danych ma kluczowe znaczenie dla uzyskania dokładnych wyników symulacji. Niektóre symulacje obliczeniowe w przestrzeni naczyniowo-mózgowej opierają się na DUS, metodach numerycznych lub założeniach niespecyficznych dla pacjenta w celu uzyskania przebiegów napływu 21,29,30,31. Stosowanie DUS jest atrakcyjne, biorąc pod uwagę, że jest on powszechnie dostępny, często stosowany w warunkach klinicznych, ma niższy koszt i jest łatwo dostępny. Jednak PC-MRI jest ogólnie uważany za dokładniejszą metodę pomiaru przepływu 32,33,34. PC-MRI może bezpośrednio określić ilościowo prędkość w wielu miejscach w świetle świetlnym, uwzględniając w ten sposób asymetrie w polu przepływu w zbiorniku, a tym samym zapewniając bardziej wszechstronny obraz dynamiki przepływu32,33. PC-MRI nie podlega również specyficznym dla operatora odchyleniom wprowadzonym przez DUS, takim jak kąt przesłuchania i miejsce wyboru pomiaru. Z drugiej strony, system DUS jest często zależny od operatora i jest mniej precyzyjny w rejestrowaniu powierzchni statku i złożonych wzorców przepływu, co często prowadzi do niedokładnych przepływów. Niemniej jednak pomiary przepływu PC-MRI nie są idealne z około 10% błędem35,36. Szczególną uwagę należy zwrócić na zapewnienie odpowiedniego kodowania naczynia, utrzymanie płaszczyzny obrazu prostopadłej do osi naczynia, odpowiednią rozdzielczość czasową i specjalną oraz minimalizację błędów przesunięcia fazowego37. Wreszcie, MRI może zawyżać zwężenie w porównaniu z CTA, co powinno być brane pod uwagę przy ocenie geometrii pacjenta38. Uzasadnione są przyszłe prace, skoncentrowane na porównaniu wyników hemodynamicznych z modeli CFD opartych na przebiegach przepływu DUS i tych informowanych przez przebiegi przepływu PC-MRI.

Wybór warunków brzegowych odpływu może mieć znaczący wpływ na pola prędkości i ciśnienia w symulacjach przepływu krwi CFD. W naszym podejściu zdecydowaliśmy się narzucić ECA paraboliczny przebieg odpływu i połączyć ICA z trzyelementowym modelem Windkessel. Takie podejście do specyfikacji warunków brzegowych pozwala na solidne egzekwowanie zachowania masy między wlotem a wylotem, umożliwiając jednocześnie dokładne dopasowanie ciśnienia krwi pacjenta39. W związku z tym uznaliśmy, że zapewni to najdokładniejsze zobrazowanie hemodynamiki ICA. Jednak biorąc pod uwagę, że narzucamy przebieg przepływu do jednego z naszych modelowych wylotów (tj. ECA), ważne jest, aby zapewnić, że przebieg odpływu jest zsynchronizowany z kształtem fali dopływu CCA39. W naszym podejściu było to możliwe dzięki zebraniu danych o przepływie z bramkowanego 2D rezonansu magnetycznego PC-MRI. Jednak w przypadkach, w których uzyskanie takich danych jest niepraktyczne, korzystne może być inne podejście do warunków brzegowych (tj. sprzężenie zarówno ECA, jak i ICA z trójelementowymi modelami Windkessel), tak aby nie trzeba było przyjmować założeń w zakresie czasowego wyrównania przebiegów dopływu i odpływu39.

Należy pamiętać o ważnych ograniczeniach tego protokołu. Po pierwsze, ponieważ to podejście do modelowania składa się tylko z bifurkacji ipsilateralnej tętnicy szyjnej, nie obejmuje koła Willisa i/lub ważnych czynników wpływających na hemodynamikę mózgu, takich jak obecność czynników pobocznych lub zakres przeciwległego zwężenia ICA. Wykazano, że pacjenci z niekompletnymi szlakami pobocznymi w kręgu Willisa mają wyższe wskaźniki ciężkiego udaru mózgu i gorsze rokowanie po udarze 40,41,42. Ponadto obecność zabezpieczeń patentowych wiąże się ze zmniejszonym ryzykiem udaru mózgu i przemijającego ataku niedokrwiennego 9,43,44. Ponadto kilka badań wykazało, że obecność kontralateralnego zwężenia ICA (lub okluzji) wpływa na ipsilateralne prędkości ICA 45,46,47,48. Co więcej, nasza grupa wykazała niedawno, że ciężkie przeciwległe zwężenia i okluzje ICA wpływają na ipsilateralne ICA WSS i ciśnienia49. Jednak modelowanie całego kręgu Willisa jest zasobożerne i ogranicza kliniczną użyteczność naszego obecnego protokołu.

Dodatkowym ograniczeniem naszego modelu jest to, że nie dopuściliśmy do zmian oporności i podatności na wylocie ICA, a tym samym nie uwzględniamy autoregulacji mózgu, która może wpływać na rozkład przepływu krwi o różnym nasileniu zwężenia. Ponadto zamodelowaliśmy ściany zbiornika jako sztywne, a nie odkształcalne. Ponieważ jednak zwężenie tętnicy szyjnej wiąże się ze zwiększoną sztywnością naczyń, uważamy, że założenie sztywnej ściany jest rozsądne. Ponadto nie ma dobrze zdefiniowanych progów WSS i PG dla różnych poziomów zwężenia ICA, a powiązania z ryzykiem udaru nie są jeszcze zdefiniowane, dlatego w naszym obecnym modelu nie zwalidowaliśmy przekładalności klinicznej i nie możemy jeszcze oszacować ryzyka udaru u pacjenta. Wreszcie, sekwencja qMatch MRI nie jest łatwo dostępna w standardowych skanerach MRI. qMatch wymaga urządzenia do rezonansu magnetycznego 3T i wymaga ręcznego importu sekwencji, ponieważ nie jest to standardowa kliniczna sekwencja MRI. Ponadto, jak określa nasz protokół, qMatch wymaga złożonego przetwarzania końcowego w MATLAB, co może jeszcze bardziej ograniczyć jego uogólnienie do powszechnego zastosowania klinicznego.

Uzasadnione są nowe wskaźniki do definiowania i oceny hemodynamicznego wpływu zwężenia ICA oraz lepszej stratyfikacji zindywidualizowanego ryzyka udaru mózgu, o czym świadczy obecny główny priorytet badawczy Towarzystwa Chirurgii Naczyniowej: opracowanie narzędzi diagnostycznych, technik obrazowania i strategii selekcji mających na celu identyfikację pacjentów, którzy odnieśliby korzyści z leczenia bezobjawowego zwężenia ICA50. Protokół ten jest dobrze przygotowany do nieinwazyjnego charakteryzowania zarówno obciążeń hemodynamicznych, jak i składu blaszki miażdżycowej w zwężeniu ICA, zapewniając w ten sposób bardziej kompleksową ocenę potencjału zatorowego płytki miażdżycowej ICA niż obecne metody diagnostyczne. W naszych przyszłych pracach staramy się lepiej zdefiniować związek wskaźników hemodynamicznych (takich jak WSS i PG) z ryzykiem zatorowości blaszkowej ICA i udaru mózgu.

Disclosures

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

Autorzy deklarują brak konfliktu interesów.

Acknowledgements

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

Badanie to było wspierane przez National Institute of Health F32HL168968 i Frederick A. Coller Surgical Society.

Materials

List of materials used in this article
NameCompanyCatalog NumberComments
KARMAZYNOWYN/AN/AOprogramowanie online typu open source
HorosHorosN/AOprogramowanie online typu open source
MATLAB wersja 14MatematykaN/A
ParaviewN/AN/AOprogramowanie online typu open source
Skaner MRI Siemens 3T Vida 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