工作流Patient-Individualized虚拟血管造影一代基于CFD模拟

文摘

增加兴趣是画在血流动力学参数分类的风险破裂脑动脉瘤的治疗计划。方法获取数量如壁面切应力、压力,血流速度是血液流动进行了数值模拟使用计算流体动力学(CFD)方法。验证的计算量,几乎生成血管造影,基于CFD结果,正越来越多地用于随后的比较实际,获得了血管造影检查。生成虚拟血管造影,几个特定的参数必须被整合获得虚拟血管造影匹配尽可能获得血管造影检查。为此,提出了一种工作流,并演示了涉及多个幻和患者情况。

1。介绍

下脑血管疾病是心血管疾病死亡的主要原因在工业化国家(1]。一个临床病理学关于脑血管系统是颅内动脉瘤,血管内的异常隆起。根据研究(2),未破裂颅内动脉瘤的流行总体的估计为5%。动脉瘤威胁到病人的健康在破裂的情况下,这将导致蛛网膜下腔出血(SAH),因此可能会导致出血性中风临床后果严重。对颅内动脉瘤的案例中,30%的患者将死在未来30天内,30%的发展障碍,只有剩下的部分将几乎完全恢复3,4]。然而,大多数的动脉瘤永远不会破裂。例如,10 - 12百万多人在美国估计有颅内动脉瘤,每年大约有27000例将遭受蛛网膜下腔出血引起的破裂事件(3]。

在未破裂颅内动脉瘤的管理,建立了不同的预防治疗选项。在神经外科手术中,金属夹放置在开放手术的脖子动脉瘤阻止血液流入动脉瘤穹顶,因此禁用破裂的可能性(5]。在血管内治疗,小线圈放置在动脉瘤圆顶。这些线圈的目的是减少动脉瘤内血液流动,导致血栓形成和最后的闭塞动脉瘤。最近的介入方法是基于流转移设备的放置在父动脉,也旨在减少动脉瘤内血液流动(5]。

血管内治疗,x射线造影6是强制性的动脉瘤以及形象化父脉管系统。经注射对比剂,血管结构可以可视化除了导管设备。现代系统,源和探测器安装在可移动的两端,位于夹具(c臂),能够获得2 d数字减影血管造影(DSA)图像在高帧速率,它允许观察注射对比剂的分布。推出很多额外的飞机DSA序列流动态血流动力学行为的信息。此外,通过旋转对象周围的c臂,静态卷可以重建CT-like方式(3 d旋转血管造影,3 d RA) (7]。

然而,由于所有的治疗方案意味着风险的病人,可靠的参数动脉瘤风险分类、治疗计划和评估是必要的。除了动脉瘤本身的几何性质,日益增加的兴趣显示血流动力学参数如压力、壁面切应力和血流速度。由于测量方法不足的数量在活的有机体内计算方法,数值模拟是研究为了获得这些量,,例如,在[8,9]。

然而,需要一个可靠的仿真结果验证应用程序在临床环境之前,福特的et al。10]建议的生成虚拟/合成血管造影CFD仿真结果的基础上,和一个比较成功的虚拟和相应的真正的血管造影检查。与此有关的一个主要方面CFD仿真结果验证方法是特定的边界条件的定义。因为这些特定的参数一般不用于收购2 d DSA序列,在体外研究基于脑动脉瘤幻影已经执行,在血流速度等参数在动脉瘤血管近端是已知的(11,12]。

此外,在某些DSA收购,注入造影剂是手动完成导致注入剖面的变化以及时间对患者的心脏阶段。使用标准化的注入概要文件虚拟造影将导致偏差的虚拟血管造影相比,真正的一个。

下面的验证,进一步的研究已发表使用虚拟造影技术;例如,对于可视化结果的虚拟治疗技术(13,14]或评估的结果CFD仿真结果(15- - - - - -17]。临床应用可能受益于虚拟血管造影的方式可以生成这些图像序列不使用应用进一步额外x射线辐射剂量和注射对比剂,他们可以生成任意测角,遥不可及的c臂等独立的机械限制测角。作为一个有远见的未来aspect-not考虑需要验证CFD approaches-virtual血管造影可能最终完全取代真正的血管造影检查,这样只获得3 d RA诊断,而所有的动态信息是完全基于CFD仿真和虚拟生成血管造影。最后,虚拟血管造影术代表一个熟悉的方式说明CFD仿真结果,否则很难解释。

在本文中,我们扩展的方法提出了(10)通过进一步整合病人和治疗参数获取虚拟血管造影检查,旨在尽可能准确地匹配相应的真实血管造影检查。我们的基本工作流已经发表在18]。这个扩展工作的贡献是一个额外的同步心脏状态的虚拟和初收购了DSA序列以及更详细的检查结果的准确性对量化误差测量。

我们的论文结构如下。节2,底层的CFD计算的基础,虚拟造影剂的数学模型(对比剂)注入和传播是证明,和方法提取几个患者个体参数覆盖。此外,部分2细节的生成虚拟血管造影以及我们对定量比较方法的虚拟和真实的血管造影检查。这些方法嵌入到工作流然后应用幻影和病人情况。节3,结果和讨论。我们最终得出我们的结论4。

2。材料和方法

图1给出了不同步骤的概述图生成虚拟血管造影检查。对于这些方法,使用两种不同类型的图像数据。一方面,一个体积的3 d RA形象提供了几何信息的CFD模拟和虚拟血管造影术。另一方面,一个2 d DSA sequence-ideally获得在高帧率(例如,每秒30帧或更高版本)——作为一个特定的参数提取和输入数据,然后,作为比较的地面实况。因此,虚拟(合成)2 d DSA序列生成从任意观察方向。

首先,针对病人的信息关于心率和心脏状态将从2 d DSA序列中提取。这些信息将被用于适应CFD仿真参数。其次,作为额外的特定信息,对比丸注入剖面从收购中提取血管造影。随后创建一个个性化的虚拟血管造影片基于CFD的输出。最后,生成的虚拟血管造影比较定性和定量真正的血管造影。

这种方法是必不可少的一步验证CFD结果。如果虚拟血管造影与真正的血管造影密切匹配,用户可能会变得自信的应用CFD方法,因此从额外的生成和评估进一步虚拟血管造影观察方向没有额外的x射线剂量应用到病人和没有进一步对比剂注射。进一步的计算,这意味着最终虚拟血管造影可能取代收购进一步真正的血管造影检查。注意,使用虚拟血管造影术,甚至观看方向可能无法达成的c臂由于机械的限制(例如,由于病人/表碰撞)。

2.1。CFD Simulation-Hemodynamic模拟脑血流量

流的计算的大脑血管,血液被建模为牛顿流体与预定的密度()和粘度()。质量守恒定律和动量的基本原则是适用于数值求解navier - stokes方程在适当的边界条件。在我们的模拟框架下,复杂的船舶几何,如图2(一个)是一个表面网格,它是嵌入在笛卡尔网格通过使用水平集,比较图2 (b)(19]。这提供了一个自动域设置和允许用户绕过网格生成的耗时的步骤(20.]。

计算了水平集用积极的价值观在容器内,我们解决navier - stokes方程

亥维赛函数区分明显的固体和流体之间的组件领域,当我们使用二阶精确空间外推跨边界施加边界条件。离散方程,解决了迭代速度和压力。我们用分步法(21]在第一步一个中间速度场计算使用运动非线性对流方程速度然后项目中间速度到divergence-free和容器边界的切线向量场。

速度平流,我们使用一个二阶逆风Van-Leer斜率限制方法,而对于扩散力组件,我们使用semi-implicit方法如22)这是二阶精确的3 d空间和无条件稳定。压力泊松方程(PPE)解决了使用多栅的预处理共轭梯度求解器进行求解。PPE后解决,确定更新的压力场,流体域更新速度减去压力梯度。身体的力场在 可用于包括部队由于流分流嵌入式几何图形,为我们提出了23]。

应用边界条件,入口完全嵌入笛卡尔网格,和速度狄利克雷边界条件是强制使用线性外推的内部域使用外推法常规改编自(24]。应用在进口时变速度场,这是空间建模作为一个插头。机构建模与恒压边界条件。计算使用时间执行步骤CFL条件的限制(25),而空间分辨率的范围细胞,选择这样的速度不同细化网格相比,不到1%。

2.2。虚拟Angiography-Simulated运输造影剂及其可视化

在我们的方法中,通过血管造影剂领土正在考虑是建模为一组离散粒子 粒子被认为是质量,无量纲;因此,之间没有交互作用粒子(例如,没有(在)弹性碰撞)。每个粒子被定义为它的位置和内自由活动空间这意味着地位并不局限于网格点。注意,其他方法对虚拟造的一代是基于运动的对流方程的数值解来模拟对比的运输代理,看到10例如,]。我们particle-based方法可以被看作是一个简单的替代方案,明确模型对比剂的物理传播使用偏微分方程(26]。通过使用这种离散方案,可以包含额外的分析基于粒子表示流量化;例如,粒子居留时间(27)或进一步简化等可视化技术,纹线,或者pathlines可能使用。

两个不同的物理过程涉及的运输通过血管造影剂。一方面,一个平流过程传播造影剂底层速度场的基础上,计算流体动力学解算器生成的。另一方面,扩散过程导致对比剂将自动与血液,导致同质化的物质。图3说明了算法执行模拟运输造影剂由平流、扩散,和一个额外的平滑过程,用于将离散粒子集成相应的连续表示。在每个时间步,粒子集顺序处理。首先,平流是应用于每个粒子。由此产生的粒子集然后转换成连续表示(粒子滤波),然后获得一个浓度梯度场。最后,根据计算粒子集再次加工梯度(粒子扩散)。

平流
只考虑对流输运过程的一部分,单个粒子的轨迹可以独立于所有其他粒子的特征。这个轨迹可以被描述为常微分方程(ODE)的解决方案 在哪里表示粒子的空间位置代表着时间。一个独特的解决方案,一个初始值 必须被指定。这个值对应的点在时间和空间上粒子注入血管。

在(3),表示函数代表——和space-dependent速度场。这个函数本身是未知的;只有函数值表示速度计算的节点电网都由底层CFD计算求解器进行求解。因此,这个方程是不可以解决的分析,因此,数值解必须考虑的一个显式的四阶龙格-库塔方案,给出的 使用(26]。

对的选择,CFL条件25),相关时间步,给定流速度,和潜在的计算网格的分辨率,是作为一个参考。

由于在时间上离散化,颗粒可能会流水,这样他们离开这艘船穿过边界,它对应于一个通量对比剂通过血管壁。为了防止这样的情况发生,这些粒子将被保存在在血管壁反弹回船。这是一个物理上合理的方法严格的假设下血管壁。

扩散
根据菲克定律模拟扩散过程(28),由 离散粒子集转换成一个连续的表示吗描述对比剂的浓度(见平滑)。根据(6),扩散运动的方向和大小通过计算得到的空间梯度浓度形象吗,缩放substance-dependent扩散率系数。随后产生的梯度图像用作推进速度图像根据扩散粒子。
由于造影剂是局限于血管的内部,高浓度差异将会发生在血管边界,进而将产生大的对比剂浓度梯度。因此,对比剂(即。,particles) touching the boundary will keep on diffusing strongly towards the boundary, which results in those particles being bounced back into the vessel. Therefore, an intermediate step is taken. After the discrete-continuous transformation, zero gradients are assured at the vessel boundary by extending the concentration from inside the vessel over the boundaries. This is achieved through the use of a distance transform [29日),每个容器外的体素分配额外的向量指向容器内的最亲密的体素。这个向量用于复制从内压容器集中值对应的外压容器。

平滑
reprojection,即投影,对比剂浓度的量以及模拟扩散过程(特别是,梯度向量场的计算),需要转换为离散粒子表示对比剂的连续表示,其分布可用常规电网。这是通过平滑步骤如下: 在哪里 这个变换描述粒子的拖尾(或平滑)操作对其空间社区。粒子获得平滑的范围和方法是指定的函数,由高斯分布的 是选择。一个平滑参数从而用于协方差矩阵,在那里表示单位矩阵,为了用参数表示平滑。高斯分布的均值,粒子的位置使用。
考虑到所有粒子,因此最终连续分布的混合单密度分布(见图4)。这种混合密度可以采样所需的网格,这是选择在信件从CFD网格解算器(即。,网格分维数和网格间距)保持容器几何的性质。
使用高斯分布作为平滑函数有几个好处。首先,网格点之间的粒子的确切位置是受人尊敬的(通过使用它作为高斯分布的均值);其他解决方案,如粒子分配给最近的网格点,通常把原始粒子的位置。第二,高斯函数允许模型空间对称的平滑。第三,当不同的平滑参数高斯函数的积分,因此空间分布的对比剂的总量保持不变。

2.3。特定的参数提取

心率
每个病人的心率变化依赖于病人的年龄、体格,等等。保证同步跳动的模式的真实和虚拟血管造影检查,使用平均心率从医学文献因此应该避免。测量患者心率治疗之前也不利,因为可能发生分歧静息心率和心率治疗期间由于生理因素,如压力或药物。因此,需要有一个信息的确切时间病人接受治疗。
获取特定病人的心率,感兴趣的用户定义的线(减量)在收购了2 d DSA系列(图5使用)。对于每一个2 d DSA系列的图像,图像强度综合沿着这定律。这导致time-intensity曲线特征对比剂的浓度。然后成功强度峰值测量数据的识别,其中心率计算使用 在哪里表示的时间点th强度峰值代表的总数确定强度峰值在DSA系列(图5)。
然后使用心率的CFD模拟;流入速度剖面是根据时间计算。

心的状态
为了生成虚拟血管造影匹配相应的真实血管造影尽可能准确,不仅一个心动周期的持续时间,但也心开始时的状态的血管造影,影响血液流动速度,因此对比剂的传播,必须同步。
为此,time-intensity曲线的基础上,提出定律(图5 (b))和峰值强度确定。周期性的心跳的假设下,这些山峰外推时间向后time-intensity曲线(图的开始6(a))。
现在,外推强度峰值的位置旁边的开始收购了DSA信号观察(图6(a),箱1)。基于这些职位,CFD流入速度剖面,已适应特定病人的心率,是周期性的改变,这样的速度剖面会产生相同的使用模式,因此相同强度的峰值作为病人了。之间的关系强度峰值并给出流入速度剖面对应的高速度和低对比剂强度,由于高速度导致大量的血液通过注入每一个时间点,但仍然吸收相同数量的对比剂(假定一个恒定的注射速率)。这导致降低对比剂浓度,从而降低强度地区体育会收购。通过将流入剖面,低速度是保证匹配峰值强度(图6(c))。

流入速度
流入速度估计,随后进行CFD模拟不同意味着流入速度。对于每个CFD模拟,生成一个虚拟的血管造影,和time-intensity曲线在某些地区获得感兴趣的真实和虚拟血管造影;例如,近端动脉瘤。基于这些time-intensity曲线的比较,平均流入速度是手工优化匹配近端流模式。

丸注入剖面
在血管造影过程中,注入造影剂注射使用机械执行监管机构或注射。尤其是手动注射,这个概要文件(如时间、压力)的一定数量的对比剂插入相应的动脉不同于注射针。
因此,它是不合理使用通用注入勃利虚拟血管造影术,但从当前病人获得这些信息。此外,额外的物理和生理效应导致喷丸改变,这意味着丸不到达动脉瘤是最初设置(例如,不断注入量2毫升/秒3,导致理想的矩形丸)。例如,这些影响的内部阻力造成的导管(30.)和对比剂扩散,因为注射点通常位于近端一定距离的动脉瘤。
为了考虑这些方面虚拟血管造影术,喷丸概要文件中使用我们的方法是直接从收购中提取2 d DSA系列。为了这个目的,一个time-intensity曲线用于提取心率和心脏状态——以及再就业,其定律应该是位于入口平面的CFD模拟,因为这是虚拟造影剂注射,如图5。
然而,由于其与血液混合,对比剂,因此获得time-intensity曲线反映了使用造成病人的心脏活动。直接使用time-intensity曲线随着喷丸概要文件将导致测量脉动的模式被包含在虚拟仿真血管造影术。因为生成的速度场计算流体动力学解算器已经意味着脉动的模式本身,这意味着使用影响将实际上被认为是两次。
进一步消除这种脉动的模式和背景噪声,测量数据将适合一个预定义的功能。为了确定最佳模型参数,Levenberg-Marquardt优化算法(31日迭代,解决了非线性函数的最小二乘优化问题使用的组合最陡下降和高斯牛顿法。
为了代表丸注入剖面的随着时间的推移,一个适应函数基于[30.使用)。类似于电力电容器的行为,这个函数是由 的参数设置描述了根据图曲线7 (b)。在某种程度上,曲线类似于矩形函数,因此,而源于一个常数对比丸注入由扩散和内心稍微改变导管的阻力。在图7(一),电容曲线拟合的一个例子。
安装喷丸曲线是终于重新取样点,表示时间步骤的数目来模拟。通过正常化的乘法总粒子数被注入的结果数量的粒子被注入。

2.4。3 d / 2 d转化病毒投影

创建二维投影图像的对比剂浓度卷可以被转换,对应于真实血管造影的x射线采集程序。为虚拟血管造影术,模拟投影计算应该是这样的,真实和虚拟的浏览方向血管造影匹配。

x射线成像是基于发射源和一个图像探测器收集光子。自(理想)x射线源是一个点光源,该系统可以通过一个针孔相机模型几何描述基于透视投影(32]。在这个模型中,映射的一个点位于源和探测器之间,在图像平面上可以表示为一个线性变换(如果使用齐次坐标32),使用矩阵计算执行。这允许代表通过 在哪里点的齐次表示吗,是投影矩阵,预计点,给出了齐次坐标。

血管造影术c臂的情况下成像的套房,投影矩阵用于多个应用程序;例如,对于三维图像重建过程基于3 d RA收购(33]。为此,个别位置的c臂在收购指定的使用协议,因此提前知道,它允许生成投影矩阵内校准运行一次当系统安装或维护(6]。然而,收购2 d DSA系列通常使用一个任意c臂角度,执行校准的投影矩阵。然而,这些投影矩阵生成虚拟血管造影检查,需要对应于真实的关于观看的方向。

根据研究(34),投影矩阵通常可以计算基于c臂系统的可用信息。为此,在左/右c臂的测角(老挝/ RAO)以及头/脚(凹口/ CAUD)方向,探测器的像素间距,在source-image-distance (SID), source-to-isocenter距离(SISOD),等深点与图像平面的坐标是必需的。此信息可以从DICOM检索特定的DSA系列的头。

这些计算,应该是一种理想化的几何投影系统,例如龙门这忽视了运动以及机械不稳定。这通常导致投影矩阵比校准的不太准确,看到34详情)。由此产生的虚拟投影图像可能会略不同于获得的图像对观看的方向。

计算矩阵最终用于项目对比剂浓度体积放到虚拟映像探测器。我们的框架使用一个实现基于射线铸造技术(35),每个像素的光线相交的虚拟映像平面对应的像素,虚拟x射线源和体积浓度,坐落在虚拟源和虚拟探测器。然后射线是等距采样值浓度这些头寸,这对应于x射线衰减系数,加起来。此总和对应的线积分的数值近似x射线衰减值沿着各自的射线。

2.5。比较/评价方法

总的来说,三种不同的情况下被用于测试,每个人组成的一个3 d RA数据集和至少一个高速DSA系列(30 fps)显示一个完整的丸,见下表1。一个案例(病人),两种DSA系列可用,显示丸注射不同c臂测角。第一种情况(幻影数据)是一个巨大的医疗幻影人工动脉瘤,其形状是根据一个真实的病人情况。跳动的血液流模型使用一个稳定和脉动的泵。其他情况下(病人,病人B)表示数据从两个患者颈内动脉动脉瘤。石溪大学提供的数据,纽约(幻影数据)和神经(病人,病人B)埃尔兰根大学的。

评估在定性和定量的基础上执行。定性比较,特性,比如同步的时候,全球流动模式的匹配,再循环的区域,流入的位置飞机进行检查。

虚拟和真实之间的比较血管造影,pixelwise信件没有得到(参见章节2。4):因此,定量测量是基于time-intensity曲线(抽搐)感兴趣的特定区域(ROI)。这些区域是手工选择相应位置的真实和虚拟血管造影检查。

详细的定量特性,如图8,如下17,36]:(我)半宽度(应用):本测量描述了持续时间两个时间点之间的测量强度达到最大强度的一半在清洗和冲洗阶段;也就是说,。该参数表明血液的速度(或造影剂)选定地区的利益交换,实际上是用于评估治疗的结果进行比较和postmeasurements。(2)高峰时间(TTP):时间达到峰值描述了持续时间直到最大的不透明,强度,达到。时的时间测量不透明第一次总不透明的。这个参数量化用阶段。(3)衣服又堆/冲刷:平均的平均斜率time-intensity曲线增加和减少,分别。为此,持续时间最大的不透明,直到达到和减少来自哪里10%的最大使用不透明。参数是描述流入和流出行为,分别。(iv)相对均方根误差(推定,17])time-intensity曲线之间的真实和虚拟的血管造影检查。相对应的抽搐等真正的血管造影是按比例缩小的,其价值在于介于0到100之间;然后转移虚拟血管造影的抽搐和按比例缩小的,推定测量变得最小。推定是指 在哪里和表示(规范化)强度的真实和虚拟血管造影的抽搐。代表的平均值获得血管造影的抽搐。对某些病人情况下,静脉结构可能覆盖在后台观察到的血管段,导致振兴一定时间后的强度。以来,模拟的情况下,这种情况不会发生,这种测量可能强烈的发散time-intensity曲线在现实和虚拟之间这些静脉血管造影对比剂到达时结构。为了避免这个问题,这个曲线测量被限制为只选择time-intensity曲线的一部分,而不是整个模拟时间。

3所示。结果与讨论

3.1。任意投影角度

就像提到的部分2。4从c臂,使用投影矩阵生成测角信息为了reproject计算造影剂浓度体积根据获得的投影方向2 d DSA序列。这一步是需要并排比较真实和虚拟血管造影检查的目的是验证CFD模拟结果。

原则上,通过选择任意值c臂测角(左/右旋转和头部/英尺方向),任意投影几何图形是可能的,比较图9;这尤其使测角不能在现实中由于机械的限制。

重要的是要注意,生成额外的虚拟血管造影检查不需要进一步的x射线曝光或额外的造影剂交付给病人。可以生成任意数量的虚拟血管造影从任意视角而不需要额外的病人的成像,所以可能会成为一个重要的工具在治疗计划过程的脑血管疾病。

3.2。比较真实和虚拟Angiograms-Phantom数据

幻影数据集,使用共执行模拟血管造影术粒子。被选为年代,扩散系数和平滑参数。总的来说,模拟,获得对应DSA系列(601帧30 fps)。喷丸是使用了电容器函数建模(图7,(11))。从获得的2 d DSA系列,心率84 bpm提取。底层的CFD模拟使用血液粘度的执行Pa·s密度1050 kg /。流入剖面与描述的心脏状态同步,速度从来m / s和平均m / s。

真正的和相应的虚拟血管造影图所示11。总的来说,血管造影显示满足时间同步和全球流模式一致。在这两种血管造影,流入喷射进入动脉瘤和收益以及正确的动脉瘤壁,可以看到数据(11日)和11 (b)。内动脉瘤穹顶,造影剂进一步循环逆时针的数字11 (c)- - - - - -11 (f)。在数据11 (c)- - - - - -11 (f),真正的血管造影片似乎稍快的速度填充的aneurym对比剂;仔细看看流入飞机,人们可以观察到真正的血管造影是均匀分布的对比剂在动脉瘤圆顶非常快,而虚拟密度造影剂保持动脉瘤图的右侧11 (d)。据推测,这不同的行为可能是一个不匹配的假设和实际血的性质,例如粘度的影响并没有被观察到在这个研究。对于这两种情况下,不透明的动脉瘤达到最大值约4 - 5 s,比较数据11 (g)- - - - - -11 (h)。在s (h),对比剂的流入减少,剩下的造影剂排出动脉瘤的人物11(我)- - - - - -11 (n)。流出阶段是同步的。我们可以看到数据11 (k)- - - - - -11 (n),少量造影剂仍在底部左边的动脉瘤血管造影。

对于这种情况,选择感兴趣的多个区域time-intensity曲线测量,如图10 (),测量一定的影响。ROI0,放置在粒子注入区后面的一小段距离,应该显示某些条件(心率、心状态,对比丸,同步时间)在协议模拟和实际领域的开始。ROI1、ROI2 ROI3测量对比丸的模拟域。假设相同的现实和虚拟之间测量血管造影在ROI0,差异出现在其中一个roi可能表示不同的对比剂的行为前的真实和模拟环境的地区。最后,选择覆盖整个ROI4动脉瘤穹顶来衡量全球域中造影剂的行为。

在图12,测量time-intensity曲线描绘在图的地区利益10 ()所示。曲线归一化,这样测量血管造影强度范围从0到100。真正的血管造影、噪声和运动导致time-intensity曲线显得更粗糙。

证明提取injection-specific丸概要文件的重要性和同步虚拟注射对比剂的病人的心脏活动根据前面提出的方法,另外time-intensity曲线提出了一个虚拟的血管造影术基于一个通用的矩形喷丸。在这种情况下,注入是适应应用的持续时间的测量time-intensity曲线获得LOI如图5 (b)。

在图12(一个),time-intensity曲线对感兴趣的区域位于粒子注入区后面的一个短的距离(ROI0)。曲线在形状和时间同步,这表明一个适当的提取丸注入剖面的对比,见图10 (b)。血管造影进一步的使用同时也心动周期的持续时间和心脏的同步阶段,盒子1中我们可以看到,图12(一个)。强度峰值的高度上的差异可能是造成流入用于CFD仿真速度。对于这种情况,假定流入速度的范围(0.28 - -0.37 m / s)但解答选择太宽可能导致虚拟血管造影振动的强度比那些真正的血管造影。

网点的time-intensity曲线,ROI1,图12 (b)和ROI2,图12 (c),显示出强烈的现实和虚拟之间通信的前沿血管造影检查。这意味着造影剂到达同步在真实和虚拟血管造影。

在图12 (d)的time-intensity曲线比较感兴趣的区域覆盖全部动脉瘤的圆顶。根据这个图,达到最大限度的不透明的血管造影后相同年代,这也被观察者在图11。

表2表示测量time-intensity曲线的定量值。测量应用略有增加(为真正的动脉瘤圆顶相比,从虚拟血管造影。应用在ROI0(进口)是在良好的协议(区别:年代),但连续的区域(roi)出口,增加间隙检测(差异:0.33 - 0.39年代)。

时间测量峰值ROI1-ROI4一致;进口ROI (ROI0)的大差异是由于这一事实的最大不透明真实曲线在第三个主要强度达到峰值,而虚拟的血管造影已经达成的第二个高峰,见盒1图12(一个)。

衣服又堆阶段,对应的值很大程度上;的平均衣服又堆ROI0,增加真正的血管造影,起源于上述峰转变。关于冲洗阶段,真正的血管造影平均冲刷率下降(ROI1-ROI4),这可能是由于剩下的造影剂在动脉瘤圆顶。

计算相对均方根误差的动脉相time-intensity曲线,见图13在5.3% - -13.3%的范围,因此与[17]。

3.3。真实和虚拟Angiograms-Patient的比较

对于病人,大/巨头在颈内动脉动脉瘤,两个血管造影c臂测角,(,;前后的视图)和(−,−;侧面图)进行评估。为这两种情况下选择的参数设置如下:粒子被使用,被选为年代,扩散系数和平滑因子。后天DSA的时间序列年代。提取的心率是81 bpm。CFD流入速度平均的米/秒,从来m / s。血液幻影的具体参数是相同的数据。

3.3.1。投影1 (0°RAO /老挝,0°凹口/ CAUD)

图14显示血管造影检查。流入的造影剂在现实和虚拟之间同步血管造影,数字(14日)和14 (b)。清晰可见的流入飞机,在这两种情况下,涌进底部aneurym顺时针方和循环。的描述部分船均匀充满造影剂在。(c)年代,流入阶段完成后对血管造影检查。

现实和虚拟之间的主要区别血管造影在冲刷阶段发生。在虚拟血管造影,造影剂排出的速度很快,而在真正的血管造影对比剂的剩余部分仍然停留在动脉瘤的数字14 (e)- - - - - -14 (g)。

相同的特点可以观察到time-intensity曲线在图15并根据这些曲线测量的物理量,用表表示3。同步(时间、心率和心脏状态)的入口(ROI0)在很大程度上,比较图15 (b)。测量的半宽度只有不同年代或近似图像帧。平均偏差有关衣服又堆和冲刷可以解释通过查看放大部分,见盒1图15 (b)。曲线有两个峰值强度;对于真正的血管造影检查,测量强度较大的第二高峰,而虚拟血管造影在第一个峰值达到最大。这个偏差年代,导致提到的区别。

额外的效果,通常可以避免医疗幻影,但这对于病人是一种常见的观察实际情况下的描述振兴强度值对序列的最后,在人物看到抽搐15 (b)和15 (c)2、盒子。这一效应是由造影剂引起的动脉和静脉的背景中观察到的动脉瘤,但是覆盖的动脉瘤2 d DSA图像和因此导致的不透明。

推定,这是计算从time-intensity曲线剪裁动脉相(图16),是ROI0和ROI1可比。ROI2,推定增加是由于观察到剩余的动脉瘤内对比剂。

3.3.2。投影2 (−91°RAO /老挝,−0.2°凹口/ CAUD)

第二个预测提供了一种横向视图(旋转左/右方向的投影1)动脉瘤相比,见图17。衣服又堆阶段后,造影剂在左循环动脉瘤的一部分,在现实和虚拟血管造影观察(c),在第一个投影,造影剂排出很快在虚拟血管造影片,而在真正的血管造影,仍然在aneurym,一小部分数据17日(d)- - - - - -17 (f)。从这个角度,清晰可见,对比剂是解决在动脉瘤的左边(重力方向)。这种效果,但不强烈,也被观察到获得血管造影的幻影数据,比较数据11 (k)- - - - - -11 (n)。对比剂的沉降是一个已知的生理效应37- - - - - -39),但这种行为的原因尚未最后被发现。

在仔细看看这种效果,我们测量time-intensity曲线描绘在图的地区利益18为这些地区和派生的定量值,见下表4。至于完整的动脉瘤(ROI1),真正的血管造影的time-intensity曲线,图19 (b)持续冲洗阶段,类似于之前的相应曲线投影,比较图15 (d)。

在数据19 (c)和19日(d),这个沉降效应进一步调查。感兴趣的区域覆盖完整的动脉瘤穹顶(ROI1)划分为两个截然不同的地区捕获的地区(ROI2)和没有(ROI3)造影剂。这个分区如图18。中所描绘的一样,相应的time-intensity曲线数据19 (c)和19日(d)是归一化对time-intensity曲线在图的归一化因子19 (b),这意味着在数据添加相应的曲线19 (c)和19日(d)结果在图的曲线19 (b)。作为这两个数据可以看到,我们可以单独解决的效果。真正的曲线在图的后缘19 (b)几乎是相同的后缘曲线在图19 (c)它的形状和高度。相比之下,真正的曲线在图19日(d)没有延长流出阶段和虚拟曲线符合很好。动脉相的抽搐剪裁,提供了用于计算推定,在图20.。

因此,动脉瘤内对比剂的原则行为捕获足够。然而,这样的附加影响混合/沉降行为发生在现实环境和不受我们的模型。

3.4。比较真实和虚拟Angiograms-Patient B

的中型动脉瘤病人B supraophthalmic颈内动脉。一个获得血管造影可用(c臂角,),它有一个6.7秒的持续时间。对比剂注射只有一小段时间,导致短测量喷丸。为该地区背后的利益在一个短的距离入口(ROI0,图22),测量time-intensity曲线的应用年代,在桌子上5——是不可能提取心率和心脏状态的信息,见图23。因此,心率69 bpm是假定,CFD的速度流入剖面与获得血管造影不能同步。选中的流入速度范围从0.44到0.6米/秒,平均速度是多少m / s。模拟的参数选择与其他病人的情况(粒子,,,扩散系数。

图21展示了真实和虚拟血管造影检查。两血管造影的全球流动模式匹配,可以看到从流入喷射进入动脉瘤,比较图21 (b)真正的和图21 (c)虚拟血管造影片,和少量的造影剂中心的动脉瘤之前洗出来,见图21 (f)。数据(21日)- - - - - -21 (c)显示父容器的灌装和动脉瘤本身是延迟的虚拟血管造影与真正的血管造影相比,这可能表明一个低估流入速度的CFD模拟。

这一观点也可以从time-intensity检索曲线。从ROI0 ROI2,数字23日(一)- - - - - -23日(c),两国转变曲线可见,逐步增长注入点的距离增加。真正的血管造影的强度从而注册早比虚拟的血管造影。

一般来说,进一步计算量基于time-intensity动脉相曲线剪裁,人物24显示,真实和虚拟血管造影之间的一致性,这意味着整个模拟行为匹配圆满在活的有机体内行为,见表5。然而,延迟强烈影响的相对均方根误差,这是明显大于前情况下考虑。

4所示。结论

在本文中,我们提出了一个工作流来生成特定的虚拟造基于CFD仿真结果。

我们使用离散粒子以模拟对比剂,成功的运输证明这种方法可以正确模型对比剂的行为,尽管这是不相关的工作中使用的主要方法10,30.]。

作为一个特定方面,我们将特别强调patient-individualized一代虚拟血管造影检查,即患者个体的合并心率以及治疗丸注入剖面由手动注射对比剂,例如。由于这种方法,现在可以申请我们的虚拟血管造影方法不需要使用对比注入系统或照顾指定对比丸概要,这可能提高未来该应用程序的可用性在临床的设置。

获得这些参数,我们提出的方法,仅使用了2 d DSA数据。与这些方法取得了令人满意的结果,同步心率、心状态,对比丸注入的虚拟和血管造影检查。一般来说,定量测量的差异是大约相同的现实和虚拟之间血管造影在[17]。进一步改善结果可能由于流入速度适应更复杂的方法。

最后,整个通信提供了可能性使用了虚拟血管造影术工作流的工具对患者个体的间接验证CFD模拟结果。

引用

1. c, d .源泉、t . Boerma和d马胖,“全球和区域的死因。”英国医学公告,卷92,不。1,7-32,2009页。视图:出版商的网站|谷歌学术搜索
2. h·r·韦恩,j·a·简,j·泰勒,d·凯泽和a·g·w·拉夫“无症状的患病率动脉瘤:回顾4568动脉波,“神经外科杂志》,卷96,不。1,43-49,2002页。视图:谷歌学术搜索
3. j·l·布里斯曼,j·k·歌,d . w . Newell“脑动脉瘤,”《新英格兰医学杂志》上,卷355,不。9日,第939 - 928页,2006年。视图:出版商的网站|谷歌学术搜索
4. i Schievink,颅内动脉瘤,《新英格兰医学杂志》上,卷336,不。1,28-40,1997页。视图:出版商的网站|谷歌学术搜索
5. b . Seibert r . p . Tummala r . Chow a . Faridar s a·穆萨维a和a . Divani“颅内动脉瘤:回顾当前的治疗方案和结果,“神经学前沿,卷2,第四十五条,2011年。视图:出版商的网站|谷歌学术搜索
6. a . Oppelt医学诊断成像系统:基本面、技术解决方案,和申请系统应用电离辐射、核磁共振和超声阳狮集团公司出版,2005。
7. n . Strobel o·迈斯纳,j . Boese et al .,“3 d成像与flat-detector c臂系统”医学放射学c . t .多层螺旋,m . f . Reiser c·r·贝克尔k . Nikolaou和g·格雷泽,Eds。页33-51 Springer,柏林,德国,2009年。视图:谷歌学术搜索
8. j . r . Cebral m·埃尔南德斯和a . f . Frangi“脑动脉瘤的血流动力学计算分析CTA和三维转动血管造影图像数据,”国际计算国会生物工程学报》上1卷,第198 - 191页,2003年。视图:谷歌学术搜索
9. d·a·斯坦曼j·s·米尔纳,c . j . Norley s . p . Lownie和d . w . Holdsworth“基于图像的计算模拟流动动力学在一个巨大的颅内动脉瘤,”美国神经放射学杂志》,24卷,不。4、559 - 566年,2003页。视图:谷歌学术搜索
10. m·d·福特·g·r·Stuhne h . n . Nikolov et al .,“虚拟血管造影术可视化和动脉瘤血流动力学的计算模型的验证,”IEEE医学成像,24卷,不。12日,第1592 - 1586页,2005年。视图:出版商的网站|谷歌学术搜索
11. j·杜兰特,即Waechter r .何曼思j . Weese和t . Aach”向定量虚拟造影:评价与体外研究,”学报》第五届IEEE国际研讨会在生物医学成像:从纳米到宏观(位ISBI ' 08),页632 - 635年,巴黎,法国,2008年5月。视图:出版商的网站|谷歌学术搜索
12. 问:太阳,a, m·伯特伦et al .,“Phantom-based实验验证的计算流体动力学模拟脑动脉瘤,”医学物理学,37卷,不。9日,第5065 - 5054页,2010年。视图:出版商的网站|谷歌学术搜索
13. j . r . Cebral m·a·卡斯特罗s Appanaboyina c . m . Putman文澜d, a . f . Frangi,“有效的基于图像的不同管道的分析脑动脉瘤血液动力学:技术和敏感性,”IEEE医学成像,24卷,不。4、457 - 467年,2005页。视图:出版商的网站|谷歌学术搜索
14. h . g .莫拉莱斯Larrabide, m . c . Villa-Uriol a . j . Geers和a . f . Frangi“虚拟卷的验证技术使用一个真正的和一个模拟丸注入,”第二届国际会议上数学和计算生物医学工程(CMBE 11),第515 - 512页,2011年。视图:谷歌学术搜索
15. j . r . Cebral r s Pergolizzi Jr .)和c . m . Putman”计算流体动力学建模的颅内动脉瘤:与脑血管造影术定性比较,”放射学学术,14卷,不。7,804 - 813年,2007页。视图:出版商的网站|谷歌学术搜索
16. j . r . Cebral a . Radaelli a . f . Frangi和c . m . Putman”定性的比较intra-aneurysmal流结构决定从传统和虚拟血管造影检查。”2007年医学成像:生理学、功能,从医学图像和结构卷,6511学报学报,页65111 e - 1 - 65111 - e - 9日,圣地亚哥,加利福尼亚州,美国,2007年2月。视图:出版商的网站|谷歌学术搜索
17. 问:太阳,a,和t . Aach”全面的验证计算流体动力学模拟脑动脉瘤患者体内血液流动的“医学物理学,39卷,不。2、742 - 754年,2012页。视图:出版商的网站|谷歌学术搜索
18. j . Endres t . Redel m . Kowarschik j . Hutter j . Hornegger和a . Dorfler“虚拟血管造影术基于特定的参数优化,通过CFD模拟”学报》第九届IEEE国际研讨会生物医学成像(位ISBI):从纳米到宏,第1203 - 1200页,2012年。视图:谷歌学术搜索
19. m·苏斯曼、p . Smereka和s Osher”的水平集方法计算解决方案不可压缩两相流,”计算物理学杂志,卷114,不。1,第159 - 146页,1994。视图:出版商的网站|谷歌学术搜索
20. 诉Mihalef, r . Ionasec, p . Sharma et al .,“Patient-speciffic造型全心解剖学、动力学和血液动力学从四维心脏CT图像,”皇家学会界面重点期刊,1卷,不。3、286 - 296年,2011页。视图:出版商的网站|谷歌学术搜索
21. j·b·贝尔、p . Colella和h . m . Glaz”不可压缩n - s方程,二阶投影方法”计算物理学杂志,卷85,不。2、257 - 283年,1989页。视图:谷歌学术搜索
22. j . Li y y Renardy, m . Renardy”破裂的数值模拟粘性下降通过volume-of-fluid方法简单剪切流,”物理的流体,12卷,不。2、269 - 282年,2000页。视图:谷歌学术搜索
23. 诉Mihalef p·沙玛,a .卡门和t . Redel”一个浸多孔边界的计算流体动力学方法在动脉瘤血流流分流”美国ASME夏天生物工程会议,2012年。视图:谷歌学术搜索
24. t d:“水平集算法跟踪不连续双曲守恒定律:即标量方程,”计算物理学杂志,卷167,不。2、413 - 438年,2001页。视图:出版商的网站|谷歌学术搜索
25. r .柯朗k .弗里德里希·h·路易,“数学物理部分差分方程。”IBM杂志》上的研究和发展,11卷,不。2、215 - 234年,1967页。视图:出版商的网站|谷歌学术搜索
26. 拉尔森和诉Thomee,偏微分方程数值方法在应用数学文本,施普林格,柏林,德国,2003年。
27. g . y . Suh a s莱斯,a . s . Tenforde et al .,“量化的粒子停留时间在腹主动脉瘤使用磁共振成像和计算流体动力学,”《生物医学工程,39卷,不。2、864 - 883年,2011页。视图:出版商的网站|谷歌学术搜索
28. j . a . Schetz和a . e . Fuhs流体力学原理约翰·威利& Sons,纽约,纽约,美国,1999年。
29. p . e . Danielsson“欧几里得距离映射”,计算机图形学和图像处理,14卷,不。3、227 - 248年,1980页。视图:谷歌学术搜索
30. 问:太阳,a, i Waechter欧克娜,j . Weese和t . Aach”定量评价介入虚拟血管造影的x射线收购,”《IEEE国际研讨会在生物医学成像:从纳米到宏观(位ISBI ' 09),页895 - 898,波士顿,质量,美国,2009年7月。视图:出版商的网站|谷歌学术搜索
31. j . Nocedal和s . j .莱特数值优化施普林格,柏林,德国,2000年。
32. r . i哈特利,a . Zisserman计算机视觉中的多视图几何,剑桥大学出版社,纽约,纽约,美国,第二版,2004年版。
33. n .布a . Bani-Hashemi m . Nadar et al .,“3 d重建从投影矩阵c臂3 d-angiography系统为基础,”医学影像计算和计算机辅助Interventation (MICCAI)w·威尔斯,a科尔切斯特,s . Delp Eds。卷,1496在计算机科学的课堂讲稿施普林格,页119 - 129年,柏林,德国,1998年。视图:谷歌学术搜索
34. a . Brost n . Strobel l . Yatziv et al .,“从两个c臂x光图像三维定位精度视图:一个比较理想的系统和一个真实的设备,”2009年医学成像:在分子生物医学应用,结构和功能成像卷,7261学报学报,页72611 z - 1 - 72611 - z - 10,布埃纳维斯塔湖,佛罗里达州,美国,2009年2月。视图:出版商的网站|谷歌学术搜索
35. k·恩格尔,m . Hadwiger j . m . Kniss c . Rezk-Salama和d . Weiskopf实时图形体积,2006年a·k·彼得斯。
36. t . Struffert奥特,m . Kowarschik f·本德,e . Adamek和a . Dorfler”timecontrast曲线测量的血流动力学效果评估流转移设备:可行性研究在动物模型中,“介入神经放射学补充1卷。17日,第82 - 79页,2011年。视图:谷歌学术搜索
37. k·r·霍夫曼z . j . Wang鲁丁,l . r . Guterman z . Wang和h·孟”在脑动脉瘤血管造影对比解决”,物理学在医学和生物学,50卷,不。13日,3171 - 3181年,2005页。视图:出版商的网站|谷歌学术搜索
38. l . d .周素卿a·穆罕默德·d·h·李,和m . e . Mawad”三维旋转数字减影血管造影可能低估了颅内动脉瘤:结果从两个基底动脉动脉瘤,”美国神经放射学杂志》,28卷,不。9日,第1692 - 1690页,2007年。视图:出版商的网站|谷歌学术搜索
39. 比比利,c . Sadasivan问:,j . Seong和l .塞萨尔“血管造影与动脉血液的混合程度,”医学物理学,36卷,不。11日,第5078 - 5064页,2009年。视图:出版商的网站|谷歌学术搜索

版权

版权©2012根Endres et al。这是一个开放的访问分布在条知识共享归属许可,它允许无限制的使用、分配和复制在任何媒介,提供最初的工作是正确引用。