Method Article

Вычислительный протокол на основе магнитно-резонансной томографии для анализа морфологии бляшек и гемодинамики у пациентов со стенозом сонной артерии

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

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

Оценка стеноза внутренней сонной артерии (ВСА) основана на оценке процентного стеноза, который не учитывает физиологически значимые факторы риска инсульта, такие как состав бляшек и гемодинамика. Этот протокол использует количественную магнитно-резонансную томографию и вычислительную гидродинамику для характеристики состава бляшек ICA и гемодинамики.

Abstract

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

В настоящее время оценка и лечение стеноза внутренней сонной артерии (ВСА) основаны на оценке процентного стеноза с помощью дуплексного ультразвукового исследования (ДУС) или компьютерной томографической ангиографии (КТА), которые не учитывают физиологически значимые факторы риска инсульта, такие как уязвимость бляшек и гемодинамика. Знание состава сонной бляшки и гемодинамических нагрузок на бляшку может быть использовано для обеспечения гораздо более полной оценки эмболического потенциала бляшки, а не только с использованием процентного стеноза. С помощью сочетания магнитно-резонансной томографии (МРТ) и компьютерной гидродинамики (CFD) для конкретного пациента можно выявить различия как в гемодинамике стеноза ВСА, так и в составе бляшек. Количественная многоконтрастная МРТ для определения характеристик атеросклероза (qMatch) позволяет провести детальный анализ состава бляшек. Модели вычислительной гидродинамики могут быть созданы с помощью фазово-контрастной (ФК) МРТ, которая может быть использована для получения сигналов потока и анатомии КТА и/или времяпролетной (TOF)-МРТ. После создания 3D-геометрической модели бифуркации сонной артерии, полученные с помощью ПК-МРТ формы волн назначаются для общего притока сонной артерии и оттока наружной сонной артерии. Трехэлементная модель Виндкесселя, которая итеративно настраивается в соответствии с артериальным давлением пациента, затем назначается в ICA. Наконец, получены решения несжимаемых уравнений Навье-Стокса, обеспечивающие скорость и давление с высоким разрешением и, таким образом, захватывающие гемодинамику через бифуркацию сонной артерии и стеноз ICA. В данной статье представлен подробный протокол, который позволяет неинвазивно и с учетом специфики пациента характеризовать состав бляшек и гемодинамическую нагрузку пациентов со стенозом ВСА.

Introduction

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

Стеноз внутренней сонной артерии (ВСА) является основной причиной инсульта, долгосрочной инвалидности и смерти 1,2,3,4,5,6,7. В настоящее время оценка и лечение стеноза ВСА основаны на оценке процентного стеноза с помощью скорости дуплексного ультразвука (ДУС) или поперечной анатомии [компьютерная томографическая ангиограмма (КТА) и/или магнитно-резонансная томография (МРТ)]. Тем не менее, процентный стеноз не учитывает физиологически значимые факторы риска инсульта, такие как уязвимость бляшек и гемодинамические нагрузки на бляшки 8,9,10,11,12,13,14. Несмотря на то, что снижение риска инсульта после каротидной эндартерэктомии (КЭАЭ) было продемонстрировано у симптоматических пациентов со стенозом более 50%, польза КЭА у бессимптомных пациентов обсуждается 3,4. На самом деле, многие хирурги резервируют оперативное вмешательство для пациентов со стенозирующими поражениями >80% и/или в случаях с высоким риском (уязвимой) морфологией бляшек15. Оправданы усовершенствованные методы определения того, какие стенозы ВСА подвержены риску тромбоэмболии бляшек и, таким образом, выиграют от РЭА.

Количественная многоконтрастная характеристика атеросклероза (qMatch) — это метод МРТ, в котором используется низкоранговое моделирование для создания 3D-визуализации с высоким разрешением, которая обеспечивает совместное использование мультиконтрастных изображений темной и яркой крови, а также релаксометрические изображения для всесторонней и количественной оценки бляшек сонных артерий16,17. qMatch имеет улучшенное изотропное разрешение 3D, большой анатомический охват и количественную оценку нагрузки бляшек сонной артерии по сравнению с обычной МРТ. Для характеристики гемодинамических нагрузок на бляшку можно использовать специфическую для пациента вычислительную гидродинамику (CFD), тем самым предоставляя уникальную информацию о гемодинамическом и биомеханическом риске цереброваскулярных эмболических событий 18,19,20,21,22,23. Знание состава сонной бляшки и гемодинамических нагрузок на бляшку может быть использовано для более полной оценки эмболического потенциала, чем только процентный стеноз. В этой работе мы представляем протокол, который использует как qMatch MRI, так и МРТ-информированную CFD для выявления различий в составе бляшек и гемодинамике при стенозе ВСА.

Protocol

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

Исследование было одобрено Институциональным наблюдательным советом Мичиганского университета, и было получено информированное согласие от каждого субъекта исследования. Этот протокол использует CRIMSON, проверенную среду вычислительной гемодинамики с открытым исходным кодом, которая выполняет ключевые задачи вычислительного моделирования, такие как создание сетки, спецификация граничных условий и анализ конечных элементов24,25. Чтобы загрузить CRIMSON и/или ознакомиться с учебными пособиями по моделированию, посетите веб-сайт (https://crimson.software). Для работы CRIMSON GUI требуется операционная система Windows. Решатель потоков CRIMSON доступен как для Windows, так и для Linux.

1. Набор пациентов и сбор данных, специфичных для пациента

  1. Набирайте взрослых пациентов, у которых диагноз тяжелого стеноза ВСА продемонстрирован по данным DUS и/или CTA (в соответствии с критериями Североамериканского исследования симптоматической каротидной эндартерэктомии (NASCET))26. К ним относятся пациенты, у которых нет известных противопоказаний к проведению МРТ (т.е. металлических имплантатов) или непереносимости МРТ (т.е. клаустрофобии, неспособности лежать/оставаться неподвижным). Исключите пациенток, если они беременны или имеют противопоказания к проведению МРТ. Получить информированное согласие, которое должно включать обсуждение и понимание процедуры исследования, рисков, преимуществ, гарантии конфиденциальности, продолжительности исследования и право на отказ от исследования.
  2. Получайте ретроспективные и/или проспективные данные о пациентах для информирования моделей CFD. Используйте изображения КТА, МРТ и/или ангиографии для изучения анатомии пациента.
    ПРИМЕЧАНИЕ: Граничные условия будут рассмотрены более подробно позже. Тем не менее, в общем случае данные для информирования о граничных условиях часто включают неинвазивное или инвазивное давление, скорости ДУС и/или поток, полученный с помощью фазового контраста (ФК)-МРТ.
  3. Перед проведением МРТ проведите подробный предварительный скрининг формы безопасности МРТ для каждого зарегистрированного пациента, чтобы выявить любые противопоказания к МРТ. Просмотрите формы безопасности МРТ с 2+ членами исследовательской группы. Проинструктируйте учащихся снять все металлические предметы и дать им халат.
  4. Расположите пациента в положении лежа на спине на системе 3T MRI, обеспечьте защиту органов слуха и одеяло для комфорта пациента, а также установите катушку для головы и шеи.
  5. После выполнения начальных последовательностей локализации для установления правильной ориентации над бифуркацией сонной артерии, выполните следующие три последовательности:
    1. Пройдите 3D времяпролетную МРТ головы и шеи для анатомической характеристики сосудистой сети от общей сонной артерии (ОСА) в точке С5 до дистального отдела ВСА, большого затылочного отверстия.
    2. Получите 2D кардиозависированную ПК-МРТ на уровне CCA в C5 и выше бифуркации сонной артерии на проксимальном отделе наружной сонной артерии (ECA) и средней ICA дистальнее поражения для измерения объемных волн кровотока. Специфическое для пациента кодирование скорости (Venc) основано на пиковой систолической скорости (PSV) на каждом сосуде (CCA, ECA и mid ICA дистальнее поражения), измеренной с помощью DUS. В общем, стремитесь к Venc на ~20% выше, чем у PSV на интересующем судне.
    3. Используйте последовательность МРТ qMatch, локализованную над бифуркацией сонной артерии, чтобы получить подробную информацию о составе бляшки и уязвимости бляшки.

2. Получение проточных осциллограмм из ПК-МРТ

  1. После получения 2D кардиозависированной ФК-МРТ в вышеуказанных местах, получите объемные осциллограммы потока с помощью встроенного программного обеспечения на МРТ-сканере.
    1. На МРТ-сканере определите и используйте соответствующее программное обеспечение для количественного определения расхода для получения осциллограмм потока, полученных с помощью PC-MRI.
    2. Выберите каждый интересующий сосуд (т. е. CCA, ECA и ICA) и разместите контур вокруг указанного сосуда для создания автоматической формы волны потока. Вручную отредактируйте контуры, чтобы обеспечить точную площадь судна.
    3. Экспортируйте осциллограммы потока из соответствующего программного обеспечения.
      ПРИМЕЧАНИЕ: Программное обеспечение для количественного определения расхода может отличаться у разных производителей МРТ.
  2. Используйте преобразование Фурье для интерполяции и создания плавной, непрерывной формы волны потока с большим количеством точек данных, что позволяет получить более точный профиль потока для CFD-моделирования.
    ПРИМЕЧАНИЕ: при наложении потока в CRIMSON24 (о котором будет сказано позже) важно, чтобы функция формы сигнала была непрерывной: как сама функция, так и ее производные существуют и являются непрерывными для всех значений времени. Интерполяция Фурье генерирует непрерывный сигнал на основе любой произвольной комбинации измеренных точек данных потока (PC-MRI) и желаемых временных точек (для анализа CFD).
  3. Чтобы обеспечить сохранение массы между гранями притока и оттока, сравните средний расход CCA, ECA и ICA после преобразования Фурье.
    1. В случаях, когда сохранение массы (т.е. поток CCA = поток ECA + поток ICA) не находится в пределах 10%, не продолжайте двигаться вперед и приступайте к устранению неполадок.
    2. Во-первых, убедитесь, что для Venc используется точный PSV, и проверьте, измерялась ли форма сигнала потока, полученная от ECA PC-MRI, после большой ветви (или ветвей).
    3. В случаях, когда форма волны потока ФК-МРТ была получена после больших ветвей ЭХА, увеличьте поток к ЭХА и повторно проверьте сохранение массы.

3. Вычислительное моделирование гидродинамики: геометрия

  1. Импортируйте обезличенные данные изображения DICOM для анатомии пациента (CTA, MRI, ангиография) в CRIMSON с помощью кнопки импорта в менеджере данных.
  2. В окне «Геометрическое моделирование» выберите «Редактирование траектории судна » и создайте дерево сосудов, состоящее из интересующего анатомического диапазона (CCA, ECA и ICA).
  3. Используйте окно Редактирование траектории сосуда для размещения точек осевой линии по длине каждого сосуда в интересующей анатомии (CCA, ECA и ICA).
    1. Осевая линия CCA обычно начинается на уровне C5, что соответствует месту, где была получена форма волны потока от PC-MRI.
    2. Осевая линия ICA обычно заканчивается на расстоянии 1–2 см дистальнее стеноза, что соответствует месту, где была получена форма волны потока от PC-MRI.
    3. Осевая линия ECA обычно заканчивается проксимально к ответвлениям первого порядка от ECA, что соответствует месту, где была получена форма волны потока от PC-MRI.
  4. С помощью окна Повторный срез сосуда визуализируется длина точек осевой линии вдоль каждого сосуда. Это окно появится после того, как будут добавлены по крайней мере две точки вдоль осевой линии судна, и содержит вид поперечного сечения вдоль (перпендикулярно) осевой линии.
    ПРИМЕЧАНИЕ: Осевые линии судна также могут быть импортированы в CRIMSON (они должны быть в формате файла VTK).
  5. Используйте окно Повторный срез сосуда для указания границ стенки сосуда путем добавления контуров сосуда (с помощью круга, эллипса или ручного контура). В окне "Повторный срез сосуда " можно увидеть сосуд вдоль осевой линии, что позволяет определить точные контуры. Контуры добавляются вручную пользователем в различных точках осевой линии сосуда в окне «Повторный срез сосуда ».
    ПРИМЕЧАНИЕ: В левой части окна повторного среза сосуда отображается исходное изображение. В правой части окна повторного среза сосуда отображается градиент изображения. Вид градиентного изображения может быть полезен при определении контуров, так как он может более четко показать границу просвета.
    1. Размещайте контуры достаточно часто вдоль осевой линии, чтобы полностью зафиксировать кривизну и изменяющуюся геометрию сосуда, не слишком близко к перегону или образованию артефактов.
  6. После того как контуры были размещены на интересующих сосудах, используйте кнопку «Лофт » в окне «Моделирование контуров сосуда » для создания объединенной 3D-модели тела каждой геометрии с помощью процесса, известного как лофтирование.
  7. Выберите окно "Смешивание сосудов ", чтобы создать один сосуд с твердотельной геометрией. Наиболее распространенным алгоритмом смешивания является скругление. Типичный размер филе составляет от 0,3 до 1 мм.

4. Вычислительное моделирование гидродинамики: построение сетки

  1. Выберите окно Настройка сетки и решателя и используйте кнопку построения сетки для визуализации параметров сетки и выбора конкретных параметров сетки.
    ПРИМЕЧАНИЕ: Сетка состоит из нескольких тетраэдрических элементов и требуется для запуска моделирования, поскольку уравнения Навье-Стокса для скорости и давления решаются в каждой точке (узле) сетки. Базовая сетка может быть определена с использованием глобальных и/или локальных элементов. В частности, сетка может быть определена размером элемента (т.е. меньший размер элемента приводит к меньшему или более тонкому сетке), уточнением кривизны (которое добавляет больше элементов сетки в области с более высокой кривизной) или другими локальными особенностями уточнения сетки. Конкретные стратегии построения сетки могут отличаться в зависимости от интересующей геометрии. При настройке интересующей нас геометрии (т.е. CCA, проксимального ICA и проксимального ECA) используйте как глобальные, так и локальные элементы сетки.
  2. Используйте окно глобальных параметров , чтобы установить абсолютное значение глобального размера элемента в диапазоне от 0,5 мм до 0,75 мм.
  3. Используйте окно глобальных параметров , чтобы указать тип пограничного слоя как геометрический рост. Установите общее количество слоев равным 3, толщину первого слоя — 0,2 мм, а общую толщину слоя — 1,0 мм, что позволяет получить более мелкую сетку вдоль внешней стороны грани и менее мелкую сетку вдоль середины грани.
  4. Наконец, используйте уточнение кривизны, чтобы добавить больше элементов сетки в областях с кривизной (т.е. в стенозе).
    ПРИМЕЧАНИЕ: Параметры локального уточнения сетки также могут быть использованы для создания более тонкой сетки в определенных резервуарах, зонах бифуркации или на входных/выходных поверхностях.
  5. Просмотрите элементы сетки, нажав кнопку «Информация о сетке » после щелчка правой кнопкой мыши по сетке.
    ПРИМЕЧАНИЕ: Окончательная сетка должна содержать элементы с соответствующими соотношениями сторон (отношение наибольшей стороны к наименьшей стороне данного тетраэдрического элемента, чем меньше, тем лучше), распределением элементов, которые захватывают особенности течения в критических областях (т.е. стеноз, выходы сосудов, пограничные слои) и избегают чрезмерных искажений или резких изменений размера ячеек.
    Конечные сетки данной геометрии должны содержать 400 000-700 000 элементов.
    На рисунке 1А изображены важнейшие этапы, относящиеся к геометрии пациента и построению сетки.

5. Численное моделирование гидродинамики: граничные условия

  1. Чтобы указать граничные условия, выберите окно Настройка сетки и решателя , а затем щелкните значок Настройка решателя . В окне "Solver Setup" (Настройка решателя ) добавьте набор граничных условий (называемый "BC Set") и выберите конкретное граничное условие с помощью значка BC .
    ПРИМЕЧАНИЕ: Граничные условия используются для представления давления и кровотока за пределами сегментированной модели. Решение о том, какие граничные условия использовать и где они задаются, является, пожалуй, самым важным и критическим аспектом любой модели CFD, и оно должно приниматься осознанно и подкрепляться физиологически значимым значением. Граничные условия должны быть выбраны и настроены в соответствии со значениями, специфичными для пациента, а в случаях, когда значения, специфичные для пациента, недоступны, литературные данные могут быть использованы для обоснования вычислительной модели.
  2. Обратите внимание на граничные условия, которые в настоящее время доступны в CRIMSON:
    1. Вход: давление, заданная скорость (форма волны потока), пользовательская схема с сосредоточенными параметрами (любая произвольная комбинация резисторов, конденсаторов, индукторов, узлов давления и пользовательских элементов схемы, определенных с помощью скрипта Python).
    2. Стена: Без скольжения (относится к жесткой или недеформируемой стене), Деформируемая.
    3. Выход: давление, RCR, заданная скорость (форма волны потока), настраиваемая контур с сосредоточенными параметрами.
  3. Щелкните значок BC , чтобы выбрать конкретное граничное условие. Сначала выберите «Без проскальзывания », чтобы реализовать жесткие, недеформируемые стены, и примените это ко всем стенам с помощью кнопки «Применить ко всем стенам ».
  4. Затем нажмите на значок BC и выберите заданную скорость , чтобы импортировать ранее определенную форму волны притока (т. е. поток CCA, полученный методом PC-MRI после преобразования Фурье). В окне граничного условия сопоставьте профиль параболической скорости с входом CCA.
    ПРИМЕЧАНИЕ: В CRIMSON принято считать, что входные потоки должны быть отрицательными, а выходные потоки – положительными.
  5. Аналогичным образом импортируйте форму волны потока пульсирующего ECA (заданная скорость), восстановленную из PC-MRI, и сопоставьте профиль параболической скорости с выходом ECA.
  6. Выберите значок BC | RCR , чтобы заполнить трехэлементную модель Виндкесселя (RCR), которая состоит из проксимального сопротивления (Rp), дистального сопротивления (Rd) и конденсатора (C). Сопоставьте RCR с выходом из ICA. Рассчитайте приблизительные значения RCR для конкретного пациента, используя данные потока PC-MRI и артериальное давление пациента.
    1. Общее артериальное сопротивление составляет RT =P mean/QT, где среднее артериальноедавление P = 1/3 Pсистолическое + 2/3 Pдиастолическое, а QT — общий сердечный поток, поступающий в модель (в данном случае CCA flow).
    2. Общая артериальная податливость равна CT = (QT,max-Q T,min)/(Pсистолическая-P диастолическая)*Δt, где QT,max и QT,min – максимальные и минимальные значения притока CCA, а Δt – промежуток времени между этими значениями.
    3. Первоначальные оценки параметров модели Виндкесселя основаны на визуализации для конкретного пациента и получены путем распределения фракции RT и CT на выходе ICA.
      ПРИМЕЧАНИЕ: На рисунке 1B изображены граничные условия, используемые в настоящей схеме моделирования. В настоящем исследовании используется вышеупомянутый набор граничных условий; Тем не менее, можно использовать и другие наборы граничных условий.

6. Вычислительное моделирование гидродинамики: simulation

  1. В окне Настройка сетки и решателя выберите значок Настройка решателя | Параметры Совлера для задания параметров решателя в CRIMSON.
    1. Запустите моделирование с размером временного шага 0,1 мс для четырех сердечных циклов.
      ПРИМЕЧАНИЕ: Остаток, необходимый для того, чтобы решение считалось сходящимся для каждого временного шага, составляет 1 x 10-4. Поскольку стенозы ВСА высокой степени злокачественности имеют участки сложного и рециркуляционного потока, моделируют кровь как несжимаемую неньютоновскую жидкость с использованием модели Карро-Ясуда. Это можно сделать, добавив модель константы вязкости во входной файл решателя (см. раздел 6.3.1). Установите плотность крови равной 1 060 кг·м−3.
      Стабилизированная конечно-элементная формулировка для несжимаемых уравнений Навье-Стокса позволяет решить проблемы скорости и давления кровотока в моделях.
  2. Чтобы начать моделирование, подготовьте файлы моделирования с помощью Solver Setup в CRIMSON. В частности, создать файлы, содержащие данные о потоке (bct.dat), входном потоке на каждом временном шаге (bctFlowWaveform.dat), информацию о сетке и граничных условиях (geombc.dat), информацию о грани, к которой применяется каждое граничное условие (faceinfo.dat), номер первого временного шага моделирования (numstart.dat), 3-элементные данные Windkessel (rcrt.dat), файлы, содержащие информацию о давлении и скорости в каждой точке сетки (файлы перезапуска), и инструкции для flowsolver (solver.inp).
    1. Добавьте модель Карро-Ясуды в файл solver.inp и добавьте в файлы моделирования, чтобы можно было моделировать кровь как неньютоновскую жидкость.
  3. Чтобы запустить моделирование, выберите один из следующих вариантов:
    1. Для простейшего запуска решателя потока CRIMSON Navier-Stokes нажмите кнопку Run Simulation на панели Study окна Solver Setup . После этого откроется командное окно, которое позволит пользователю указать, сколько процессоров использовать.
      ПРИМЕЧАНИЕ: Flowsolver также может быть запущен из командной строки с помощью командного файла Windows.
      Хотя некоторые симуляции (т.е. те, которые выполняются в стационарном режиме) могут быть запущены непосредственно через CRIMSON на локальном настольном компьютере Windows, пульсирующее моделирование с сеткой, состоящей из множества тетраэдрических элементов (>200 000), потребует более компьютерного кластера высокопроизводительных вычислений (HPC) с операционной системой Linux.
  4. Используйте решатель потоков CRIMSON Navier-Stokes для выполнения вычислений с 72–108 ядрами в кластере HPC. При выполнении моделирования в кластере высокопроизводительных вычислений перенесите все файлы пресолвера в кластер.
    ПРИМЕЧАНИЕ: Процесс передачи файлов в кластер высокопроизводительных вычислений будет отличаться для каждого человека и учреждения в зависимости от доступных им технологий и программного обеспечения.
  5. Когда решатель начнет работать, обратите внимание, что в командной строке выводится выходной файл с именем "histor.dat". Выходные файлы моделирования будут сохранены в новом каталоге с именем "n-procs-case", где "n" - это количество процессоров для моделирования.
    1. Используйте приглашение Linux: tail -f histor.dat для просмотра файла "histor.dat" в режиме реального времени. Файл histor.dat состоит из нескольких столбцов; Тем не менее, первые четыре столбца являются самыми важными.
      1. Обратите внимание, что первый столбец — это текущий временной шаг, который может отображаться несколько раз, потому что на каждом шаге уравнения Навье-Стокса решаются несколько раз для повышения точности численного решения перед переходом к следующему шагу (т. е. приближению к указанному остатку).
      2. Обратите внимание, что второй столбец — это затраченное время моделирования в секундах.
      3. Обратите внимание, что третий столбец — это нелинейный остаток, который является мерой качества текущего решения (меньшее число указывает на улучшенное решение).
      4. Обратите внимание, что четвертый столбец представляет собой логарифмическое значение текущей невязки по сравнению с начальной невязкой в начале моделирования, что обеспечивает меру текущей невязки относительно начальных точек.

7. Вычислительное моделирование гидродинамики: постобработка

  1. Проверьте сходимость после завершения моделирования (т. е. удалось ли при моделировании удовлетворить заданную невязку). Используйте информацию, содержащуюся в файле "histor.dat", для построения графика и/или визуализации остатков.
  2. Для визуализации подробных результатов моделирования требуется постобработка. Перейдите в папку "n-procs-case" и выполните работу исполняемых файлов postsolver и multipostsolver (оба из которых можно найти в установочных файлах CRIMSON flowsolver).
    1. Используйте исполняемый файл постсолвера (postsolver -sn <последний временной шаг> -td -ph -ybar) для создания файла "ybar", который содержит меру ошибок для каждого узла в сетке.
    2. Используйте исполняемый файл мультипостсолвера (multipostsolver <первый временной шаг> <последний раз step> ) для объединения файлов перезапуска путем получения результатов с указанным шагом между первым и последним указанным временным шагом.
  3. Проверьте сохранение массы, проверив файл "FlowHist.dat", который содержит формы волн потока для притока CCA и оттока ECA и ICA.
  4. Проверьте давление, включая максимальное давление (SBP), минимальное давление (DBP), MAP и пульсовое давление (Pulse Pressure = SBP-DBP), просмотрев файл "PressHist.dat".
  5. Отрегулируйте параметры RCR, чтобы обеспечить согласованность с информацией, специфичной для пациента, такой как артериальное давление. В частности, сопротивление и емкость регулируются таким образом, чтобы имитируемое пульсовое давление на выходе CCA находилось в пределах 5% от пульсового давления пациента и 10% от MAP (по результатам измерения манжеты).
    ПРИМЕЧАНИЕ: Увеличьте сопротивление повышению давления (SBP, DBP и MAP) и увеличьте податливость для снижения импульсного давления (наоборот). Настройка RCR — это итерационный процесс, который часто называют итерацией с фиксированной запятой.

8. Вычислительное моделирование гидродинамики: анализ данных

  1. После того, как моделирование прошло назначенную настройку (т. е. смоделированное пульсовое давление находится в пределах 5% от пульсового давления пациента), экспортируйте, визуализируйте и анализируйте данные.
  2. Определите файл "view.pht" в папке, которая была создана после запуска исполняемого файла multipostsolver [т.е. (multipostsolver )] и импортируйте его в Paraview.
  3. Рассчитайте и визуализируйте следующие переменные в Paraview.
    1. Скорость (и поток): CRIMSON сообщает о скорости в мм/с, однако при визуализации DUS скорость выражается в см/с. Конвертируйте скорость в см/с с помощью калькулятора в Paraview.
      ПРИМЕЧАНИЕ: Поскольку использовалось граничное условие "без скольжения" или "жесткая стенка", скорость у стенки будет равна нулю. Таким образом, лучше всего визуализировать скорость с помощью техники объемного рендеринга.
      1. Захватите профиль скорости определенной части модели (т. е. точку максимального стеноза) с помощью функции клипа или среза в Paraview.
    2. Давление (и коэффициент давления)
      ПРИМЕЧАНИЕ: Кримсон сообщает о давлении в Паскале (Пенсильвания); однако клинически давление указывается в мм рт.ст. Переведите давление в мм рт.ст. с помощью калькулятора, разделив давление (в Па) на 133,33.
      1. Используйте зажим или срез, чтобы зафиксировать давление проксимальнее и дистальнее стеноза ВСА. Используйте фильтр "Plot Data Overt Time" в Paraview для получения формы волны давления во времени (аналогичной форме волны, которую можно получить при инвазивном измерении давления).
      2. Рассчитайте отношение давления, разделив среднее дистальное давление на среднее проксимальное давление.
    3. Напряжение сдвига стенки (WSS): Рассчитайте усредненное по времени WSS, сначала выбрав интересующую область (стеноз ICA), используя калькулятор для получения величины WSS и используя «Фильтр временной статистики».
    4. Рассчитайте индекс осцилляторного сдвига (OSI) в Paraview после расчета усредненного по времени WSS (см. выше).
      ПРИМЕЧАНИЕ: OSi — это измерение того, насколько WSS меняет направление и величину в течение сердечного цикла. Значения OSI находятся в диапазоне от 0 до 0,5, где 0 указывает на однонаправленную WSS, а 0,5 — на WSS со средним значением времени, равным нулю.

9. Анализ морфологии бляшек с помощью qMatch MRI

  1. Запустите необработанные данные изображений qMatch с помощью программы реконструкции изображений MATLAB для получения изображений постобработки, включая изображения темной крови, T1-взвешенные, T2-взвешенные, MRA, qMatch T1 Map и qMatch T2 Map.
  2. Используйте DICOM-просмотрщик для визуализации обработанных изображений qMatch MRI и оценки состава бляшек.
    ПРИМЕЧАНИЕ: qMatch может идентифицировать компоненты бляшки, включая кальций, внутрибляшечное кровоизлияние (IPH), богатые липидами некротические ядра (LRNC), а также толщину волокнистого колпачка и его состояние.
    1. Как правило, каждый компонент будет иметь следующие характеристики в наборах данных qMatch (таблица 1).
      1. Кальций: гипоинтенсивный на темных изображениях крови, Т1-взвешенных и Т2-взвешенных изображениях.
      2. Последние IPH: Гиперинтенсивность на Т1-взвешенных изображениях и гипер- и изоинтенсивность на Т2-взвешенных изображениях.
      3. Старая ИПГ: гиперинтенсивность на Т1-взвешенных изображениях и гипо- и изоинтенсивность на Т2-взвешенных изображениях.
      4. LRNC: Гиперинтенсивный на Т1-взвешенных изображениях и Гипоинтенсивный на Т2-взвешенных изображениях.
      5. FC: От гипер- до изоинтенсивных на Т2-взвешенных изображениях.
  3. Оценивайте бляшки, исходя из их компонентов, с использованием модифицированных систем классификации Американской кардиологической ассоциации27 и/или Plaque-RADS (Reporting and Data System)28 .

Results

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

Использование этого рабочего процесса CFD на основе МРТ в сочетании с qMatch MRI позволяет идентифицировать гемодинамические нагрузки на стеноз ВСА и конкретные компоненты бляшки. Прежде всего, мы убедимся, что у нас есть высококачественная сетка, позволяющая точно отображать особенности потока в критических областях. Итоговая сетка должна содержать достаточное количество элементов сетки с низкими соотношениями сторон (рис. 1A). Грубая сетка с большими соотношениями сторон, скорее всего, приведет к неточным результатам моделирования. Затем мы перейдем к спецификации наших граничных условий (рис. 1B). После успешного завершения моделирования и соответствующей настройки граничных условий может быть собрана неинвазивная и специфичная для пациента гемодинамика.

Конкретные гемодинамические показатели, которые можно измерить, включая, помимо прочего, скорость, расход, давление (включая коэффициенты давления и градиенты давления), WSS и OSI. На рисунке 2 показан репрезентативный профиль скорости через бифуркацию сонной артерии и стеноз ВСА. Визуализация профиля максимальной скорости на протяжении всего сердечного цикла может служить заменой для формы волны скорости, полученной из DUS. Таким образом, можно аппроксимировать как ПСВ, так и конечную диастолическую скорость (КДО). На рисунке 3 показаны два репрезентативных примера давления (мм рт.ст.) через бифуркацию сонной артерии и стеноз ВСА. Градиент давления можно измерить, собрав формы волн давления проксимальнее и дистальнее стеноза.

На рисунке 3А разница в давлении проксимальнее (красная линия) и дистальнее (синяя линия) стеноза минимальна или отсутствует. Тем не менее, на рисунке 3B наблюдается большая разница в давлении проксимальнее (красная линия) и дистальнее (синяя линия) стеноза. На рисунке 4 показаны два репрезентативных примера WSS (Pa), картированных по бифуркации сонной артерии и стенозу ВСА. На рисунке 4A наблюдается низкий WSS поперек стеноза, тогда как на рисунке 4B наблюдается большой WSS поперек стеноза. На рисунке 5 показано сравнение OSI, картированных по бифуркации сонной артерии до (Рисунок 5A: до операции) и после (Рисунок 5B: послеоперационный) CEA. Послеоперационные карты отображают области с более высоким OSI по сравнению с предоперационными.

После соответствующей постобработки изображений qMatch будет сгенерирован набор данных с шестью наборами DICOM, включая последовательности темной крови, T1-взвешенные, T2-взвешенные, MRA, qMatch T1 Map и qMatch T2 Map. Используя эти наборы данных, можно визуализировать и количественно оценить компоненты бляшки, включая кальций, IPH, LRNC, а также толщину и/или разрыв фиброзного колпачка (с использованием последовательностей карты T1 и карты T2). В таблице 1 представлены общие характеристики каждого компонента бляшки в наборах данных qMatch. На рисунке 6 показан репрезентативный набор данных qMatch от пациента с IPH. Контур ICA изображен сплошной белой линией, в то время как просвет потока изображен пунктирной белой линией, а табличка изображена пунктирной желтой линией. Особенности IPH (сплошная красная линия) проявляются в гиперинтенсивном сигнале на Т1-взвешенном изображении и снижении измерения Т1 на карте Т1. На рисунке 7 показан репрезентативный набор данных qMatch от пациента с сильно кальцинированной бляшкой. Контур ICA изображен сплошной белой линией, а просвет потока — пунктирной белой линией. Кальцинированная часть бляшки (пунктирная оранжевая линия) демонстрируется гипоинтенсивным сигналом в темной крови, Т1-взвешенных и Т2-взвешенных изображениях.

figure-results-1
Рисунок 1: Обзор метода моделирования вычислительной гидродинамики. (A) Создание геометрии и сетки для конкретного пациента, а также (B) Спецификация граничных условий. (A) Обезличенные данные изображений DICOM из CTA импортируются в CRIMSON, и определяется интересующая их анатомия (включая CCA, ICA и ECA). Точки осевой линии расположены по длине каждого сосуда в пределах интересующей анатомии. Границы стенки сосуда задаются путем добавления контуров. Ветви сосудов поднимаются, а затем комбинируются с помощью филе. Окончательная геометрическая модель затем дискретизируется в сетку, состоящую из нескольких тетраэдрических элементов с локальным измельчением сетки на уровне стеноза. (B) 3-элементный Windkessel предписывается на выходе ICA для учета колебаний давления и скорости. 2D кардиозависимый ПК-МРТ получают на уровне ОСА в С5 (красный круг и эллипс) и над бифуркацией сонной артерии в проксимальном отделе ЭКА (оранжевый круг и эллипс) и в середине ВСА дистальнее поражения (синий круг и эллипс) для измерения объемных волн кровотока. Форма сигнала потока назначается на входе CCA и выходе ECA. Сокращения: CTA = компьютерная томография ангиография; CCA = общая сонная артерия; ICA = внутренняя сонная артерия; ECA = наружная сонная артерия; PC = Фазовый контраст. Пожалуйста, нажмите здесь, чтобы просмотреть увеличенную версию этой цифры.

figure-results-2
Рисунок 2: Информация о скорости из рабочего процесса CFD. Справа) Скорость (см/с) отображена на модели бифуркации сонной артерии, включающей CCA, ECA и ICA с выраженным стенозом в передней проекции. Слева) Можно визуализировать максимальную скорость во времени для одного сердечного цикла, что служит суррогатом дуплексного ультразвука. Сокращения: CCA = общая сонная артерия; ECA = наружная сонная артерия; ICA = внутренняя сонная артерия. Пожалуйста, нажмите здесь, чтобы просмотреть увеличенную версию этой цифры.

figure-results-3
Рисунок 3: Репрезентативный пример давления (мм рт.ст.), отображенного на бифуркации сонной артерии для двух случаев в передней проекции. Давление отображается на геометрические модели CCA, ECA и ICA. (A) Случай с минимальной разницей или отсутствием разницы в давлении проксимальнее (красная линия, красная форма волны давления) и дистальнее (синяя линия, синяя форма волны давления) стеноза ВСА. (B) Случай с большой разницей давления проксимальнее (красная линия, красная форма волны давления) и дистальнее (синяя линия, синяя форма волны давления) стеноза ВСА. Сокращения: CCA = общая сонная артерия; ECA = наружная сонная артерия; ICA = внутренняя сонная артерия. Пожалуйста, нажмите здесь, чтобы просмотреть увеличенную версию этой цифры.

figure-results-4
Рисунок 4: Репрезентативный пример напряжения сдвига стенки (Pa), нанесенного на карту бифуркации сонной артерии для двух случаев в передней проекции. WSS сопоставляется с геометрическими моделями CCA, ECA и ICA. (А) Случай с низким уровнем WSS по всему стенозу ВСА. (B) Случай с большим WSS по всему стенозу ВСА. Сокращения: WSS = напряжение сдвига стенки; CCA = общая сонная артерия; ECA = наружная сонная артерия; ICA = внутренняя сонная артерия. Пожалуйста, нажмите здесь, чтобы просмотреть увеличенную версию этой цифры.

figure-results-5
Рисунок 5: Сравнение индекса колебательного сдвига до (до операции) и после (послеоперационной) каротидной эндартерэктомии, включая как переднюю, так и заднюю проекцию. OSI сопоставляется с геометрическими моделями CCA, ECA и ICA. Поражение и восстановленное поражение (сегменты, где сравниваются OSI) выделены. Послеоперационные карты отображают области с более высоким OSI по сравнению с дооперационными. Сокращения: OSI = индекс колебательного сдвига; CCA = общая сонная артерия; ECA = наружная сонная артерия; ICA = внутренняя сонная артерия; CEA = каротидная эндартерэктомия. Пожалуйста, нажмите здесь, чтобы просмотреть увеличенную версию этой цифры.

figure-results-6
Рисунок 6: Репрезентативный набор данных qMatch от пациента с внутрибляшечным кровоизлиянием. (A) Темная кровь, (B) Т1-взвешенная, (C) Т2-взвешенная, (D) MRA, (E) qMatch T1 Map и (F) qMatch T2 Map. Контур ICA изображен сплошной белой линией, в то время как просвет потока изображен пунктирной белой линией, а табличка изображена пунктирной желтой линией. Особенности IPH (сплошная красная линия) проявляются в гиперинтенсивном сигнале на Т1-взвешенном изображении и снижении измерения Т1 на карте Т1. Сокращения: IPH = внутрибляшечное кровоизлияние. Пожалуйста, нажмите здесь, чтобы просмотреть увеличенную версию этой цифры.

figure-results-7
Рисунок 7: Репрезентативный набор данных qMatch от пациента с кальцинированной бляшкой. (A) темная кровь, (B) T1-взвешенная, (C) T2-взвешенная, (D) MRA, (E) qMatch T1 Map и (F) qMatch T2 Map. Контур ICA изображен сплошной белой линией, а просвет потока — пунктирной белой линией. Кальцинированная часть бляшки (пунктирная оранжевая линия) демонстрируется гипоинтенсивным сигналом в темной крови, Т1-взвешенных и Т2-взвешенных изображениях. Пожалуйста, нажмите здесь, чтобы просмотреть увеличенную версию этой цифры.

Компонент зубного налетаМРАТемная кровьT1wT2wТ1-картаТ2-карта
ИПХ++Используется для количественной оценкиИспользуется для количественной оценки
Кальций---Используется для количественной оценкиИспользуется для количественной оценки
ЛРНК=-Используется для количественной оценкиИспользуется для количественной оценки
Волокнистый колпачок-/=-/=-Используется для количественной оценкиИспользуется для количественной оценки

Таблица 1: Характеристики компонентов бляшек в наборах данных qMatch. Сокращения: MRA = магнитно-резонансная ангиография; T1w = T1 взвешенный; T2w = T2 взвешенный; IPH = внутрибляшечное кровоизлияние; LRNC = богатое липидами некротическое ядро; + = гиперинтенсивный; - = гипоинтенсивный; (=) изоинтенсивный.

Discussion

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

В данной работе мы представили протокол для неинвазивной характеристики гемодинамических нагрузок и состава бляшек при стенозе ВСА, тем самым обеспечивая более всестороннюю оценку эмболического потенциала, чем современные методы диагностики, которые оценивают только процентный стеноз. Мы начинаем с получения данных визуализации пациента и давления как ретроспективным, так и проспективным способом, включая CTA, PC-MRI и данные манжеты артериального давления, чтобы получить информацию для наших моделей CFD. Более того, мы настраиваем граничные условия в нашей модели, в частности в модели Виндкесселя, в соответствии с известными данными о пациенте. Таким образом, этот протокол позволяет собирать точные и специфичные для пациента данные, относящиеся к физиологически значимым факторам риска бляшечной эмболии и инсульта.

Информирование моделей и граничных условий с помощью физиологически точных и специфичных для пациента данных имеет решающее значение для получения точных результатов моделирования. Некоторые вычислительные симуляции в цереброваскулярном пространстве основаны на ДУС, численных методах или предположениях, не зависящих от конкретного пациента, для получения форм волны притока 21,29,30,31. Использование ДУС является привлекательным, учитывая, что оно широко доступно, часто используется в клинических условиях, имеет более низкую стоимость и легкодоступно. Тем не менее, ПК-МРТ обычно считается более точным методом измерения потока 32,33,34. ПК-МРТ может непосредственно количественно измерять скорость в нескольких точках в просвете, тем самым учитывая асимметрии в поле потока внутри сосуда и, таким образом, обеспечивая более полное изображение динамики потока32,33. ПК-МРТ также не подвержена специфическим для оператора системам смещений, вносимым ОУЗ, таким как угол опроса и выбор места измерения. С другой стороны, DUS часто зависит от оператора и менее точно захватывает площадь резервуара, а сложные схемы потока часто приводят к неточным потокам. Тем не менее, измерения потока с помощью ПК-МРТ не идеальны с погрешностью около 10% 35,36. Особое внимание следует уделять обеспечению надлежащего кодирования сосуда, поддержанию плоскости изображения, ортогональности осевой плоскости сосуда, надлежащему временному и специальному разрешению, а такжеминимизации ошибок смещения фазы. Наконец, МРТ может переоценивать стеноз по сравнению с КТА, что следует учитывать при оценке геометрии пациента38. Дальнейшая работа, направленная на сравнение гемодинамических выходов из моделей CFD, основанных на формах волн DUS-потока, и тех, которые основаны на формах волн потока PC-MRI, оправдана.

Выбор граничных условий оттока может оказывать существенное влияние на поля скорости и давления в CFD-моделировании кровотока. В нашем подходе мы решили наложить форму сигнала параболического исхода на ECA и связать ICA с трехэлементной моделью Виндкесселя. Такой подход к спецификации граничных условий позволяет обеспечить надежное обеспечение сохранения массы между входом и выходом, а также обеспечивает точное согласование артериального давления пациента39. Таким образом, мы посчитали, что это обеспечит наиболее точное изображение гемодинамики ICA. Однако, учитывая, что мы накладываем форму сигнала потока на один из выходов нашей модели (т.е. ECA), важно обеспечить синхронизацию сигнала исходящего потока с формой39 входящего сигнала CCA. В нашем подходе это стало возможным благодаря сбору данных о потоке с помощью 2D-кардиологического закрытого ПК-МРТ. Однако в тех случаях, когда получение таких данных нецелесообразно, может быть предпочтительным другой подход с граничными условиями (т.е. сопряжение ECA и ICA с трехэлементными моделями Виндкесселя), чтобы не нужно было делать предположения о временном выравнивании форм волн притока и оттока39.

Следует помнить о важных ограничениях этого протокола. Во-первых, поскольку этот подход к моделированию состоит только из ипсилатеральной бифуркации сонной артерии, он не включает в себя Виллис круг и/или важные факторы, влияющие на церебральную гемодинамику, такие как наличие коллатералей или степень контралатерального стеноза ВСА. Было продемонстрировано, что пациенты с неполными коллатеральными путями в круге Виллиса имеют более высокие показатели тяжелого инсульта и худший прогноз после инсульта 40,41,42. Кроме того, наличие патентных коллатералей было связано со снижением риска инсульта и транзиторной ишемической атаки 9,43,44. Кроме того, несколько исследований показали, что наличие контралатерального стеноза ВСА (или окклюзии) влияет на скорости ипсилатерального ВСА 45,46,47,48. Кроме того, наша группа недавно продемонстрировала, что тяжелые контралатеральные стенозы и окклюзии ВСА влияют на ипсилатеральную ВСС ВСС и давление49. Тем не менее, моделирование всего цикла Виллиса является ресурсоемким и ограничивает клиническую полезность нашего текущего протокола.

Дополнительным ограничением нашей модели является то, что мы не учитывали изменения резистентности и податливости на выходе ВСА и, таким образом, не учитываем церебральную ауторегуляцию, которая может влиять на распределение кровотока при различной степени тяжести стеноза. Кроме того, мы смоделировали стенки сосуда как жесткие, а не деформируемые. Однако, поскольку стеноз сонной артерии связан с повышенной жесткостью сосудов, мы считаем, что предположение о жесткой стенке является разумным. Кроме того, не существует четко определенных пороговых значений WSS и PG для различных уровней стеноза ВСА, и связь с риском инсульта еще не определена, поэтому в нашей текущей модели мы не проверили клиническую переводимость и пока не можем оценить риск инсульта у пациента. Наконец, последовательность МРТ qMatch недоступна на стандартных МРТ-сканерах. Для qMatch требуется аппарат МРТ 3 Тл, а также ручной импорт последовательности, поскольку это не стандартная клиническая последовательность МРТ. Более того, как указано в нашем протоколе, qMatch требует сложной постобработки в MATLAB, что может еще больше ограничить его универсальность для широкого клинического использования.

Необходимы новые метрики для определения и оценки гемодинамического воздействия стеноза ВСА, а также для лучшей стратификации индивидуализированного риска инсульта, о чем свидетельствует текущий главный приоритет исследований Общества сосудистой хирургии: разработка диагностических инструментов, методов визуализации и стратегий отбора, направленных на выявление пациентов, которым будет полезно лечение бессимптомного стеноза ВСА50. Этот протокол хорошо оснащен для неинвазивной характеристики как гемодинамических нагрузок, так и состава бляшек при стенозе ВСА, тем самым обеспечивая более всестороннюю оценку эмболического потенциала бляшек ВСА, чем современные методы диагностики. В нашей будущей работе мы стремимся лучше определить связь показателей гемодинамики (таких как WSS и PG) с риском эмболии бляшки ICA и инсульта.

Disclosures

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

Авторы заявляют об отсутствии конфликта интересов.

Acknowledgements

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

Это исследование было поддержано Национальным институтом здравоохранения F32HL168968 и Хирургическим обществом Фредерика А. Коллера.

Materials

List of materials used in this article
NameCompanyCatalog NumberComments
БАГРОВЫЙН/ДН/ДОнлайн-программное обеспечение с открытым исходным кодом
ХоросХоросН/ДОнлайн-программное обеспечение с открытым исходным кодом
MATLAB версия 14Математические работыН/Д
ПаравьюН/ДН/ДОнлайн-программное обеспечение с открытым исходным кодом
МРТ-сканер Siemens 3T vida Сименс ХелинерыН/Д

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