چهار حفره ای مدل مش ها، دو عامل دنبال شده است: 1-دقت در آناتومی 2- سهولت در تفسیر و آشکارسازی اتوماتیک. قسمت‌های مهم مانند دریچه‌ها و نقاط برآمدگی در این مدل صریحاً ارائه شده است. این نواحی بسیار مهم را با تکیه بر راهنمائی مناسب روش اتوماتیک می‌توان یافت. در این مدل، یک روش مقاوم و موثر برای جداسازی اتوماتیک حفره‌های قلب در پرتونگاری سه بعدی حجم قلب ارائه شده است. تمرکز بسیاری از کارهای قبلی بروی بطن چپ است. لکن، جداسازی تمامی حفرهای قلب می‌تواند به تشخیص بیماری در دیگر حفره‌ها کمک نماید.در شبیهسازی قلب، ما باید سادگی در ویرایش44 را در نظر بگیریم. هیچ جداسازی اتوماتیکی کامل و دقیق نیست و در کاربردهای پزشکی ویرایش توسط پزشک ضروری است. اگرچه هردوی مشهای حجمی45 و سطحی46 برای شبیهسازی قلب پیشنهاد شدهاند اما مشهای سطحی برای تشخیص و جداسازی حفرهها بیشتر معروف است. تراکم تصویر47 درون حفرههای قلب یکسان است. پرش بزرگی اغلب با عبور از مرز خون به بافت جامد مشاهده میشود، بنابراین مرزهای حفرهها شامل اطلاعات بسیار بیشتری نسبت به درون حفرهها هستند و همچنین تعداد کمتری رئوس48 برای ارائه مش سطح نسبت به مشها حجمی لازم بوده و همینطور نمایش اینگونه مشها سادهتر است. نمایش سطحی بهطور گسترده برای مدلهای تغیرشکلپذیر استفاده میشود.

شکل ‏2-1-جداسازی کامل چهار حفره قلب[10] و [11]

شکل ‏2-2-مدل سطحی حفره های قلب a) بطن و دهلیز راست b) بطن و دهلیز چپ[10] و [11]
لانگ و همکارانش[19] به بررسی حساسیت میدان جریان به عنوان تابعی از راستا و جهت جریان ورودی پرداختهاند. این حساسیت با در نظرگیری شرایط مرزی بررسی شده است.
تحقیقاتی که با استفاده از تکنیکهای CFD برای شبیهسازی جریان خون در بطن چپ انجام شده است، هرکدام به اندازهای نمایانگر مدل واقعی بطن چپ بوده است. تحقیقات اولیه برای شبیهسازی جریان خون در بطن چپ در دهههای 70 و80میلادی با شبیهسازی یک بعدی و دو بعدی جریان خون با هدف درک الگوی جریان خون انجام شده است.

شکل ‏2-3 -یک مقایسه بین شبیه سازی CFD و MR velocity Imaging [19]
در تحقیقات لانگ و همکارانش[19]، ضمن ایجاد یک مدل هندسی ساده برای بطن چپ؛ برای مدل نمودن دریچه میترال از یک صفحه بیضی شکل به مساحت سه سانتیمترمربع برای تمامی فازها استفاده نمودهاند. که این صفحه مجازی بطوری که تحت تاثیر لبهای دریچه میترال قرار نگیرد در مجاورت این دریچه در نظر گرفته شده است. با استفاده از Ansys CFX و در نطرگرفتن خون به عنوان یک سیال نیوتنی، تراکم ناپذیر و با لزجت ثابت این شبیهسازی انجام شده است. پیشنهاد شده است که با تغییر زاویه جهت جریان ورودی کمتر از 5 درجه جانمایی جریان تغییر چشمگیری ندارد. اما با تغییر جریان به اندازه 10 درجه و بیشتر جانمایی49 میدان جریان بهکلی تغییر میکند.
مولفههای که نقش بسیار حساسی در شبیهسازی جریان در بطن دارند:
لبهای دریچه میترال
الحاق دهلیز چپ به بطن چپ و مسیر جریان ورودی در شبیهسازی
صابر و همکارانش[21] از ترکیب CFD و MRI برای توسعه شبیهسازی جریان خون در حفرههای قلب استفاده کردهاند. از عکسبرداری MRI برای ایجاد مدل هندسی و از تکنیکهای حل CFD برای حل معادلات جریان استفاده شده است. با یک دقت مناسب، مدل CFD جریان را همراه با گردابهها در یک مدل سهبعدی همراه با انقباض و انبساط دیوارهها تحلیل نموده است، اما در مناطق دریچهها به علت عدم شبیهسازی دقیق اختلافات زیادی مشاهده میشود. صابر و همکارانش با داشتن 8 فاز در هر سیکل قلبی از عکسبرداری امآرآی و با استفاده از نرمافزار CMRTOOLS مدل هندسی مورد نظر را ایجاد نمودهاند. در این مقاله بجای مدل نمودن دریچههای میترال و آئورت؛ با در نظرگرفتن هردو در یک برش قلب در محور کوتاه؛ با دو سوراخ به شکل بسیار ساده استفاده شده است که عمدهترین محدودیت در مدل کنونی است.

شکل ‏2-4 -اریفیس های استفاده شده جهت ارائه دریچه های میترال و آئورت[21]
اذعان شده است که اگرچه دریچه میترال نسبت به دریچه آئورت دارای انحراف است، اما تا زمانیکه فقط خروجی جریان در این دریچه وجود داشته باشد این شیب بحرانی نیست. در این شبیهسازی خون به عنوان یک سیال نیوتنی با لزجت و چگالی ثابت درنظر گرفته شده است. دریچه میترال با 61/2= dm سانتی متر و با مساحت 36/5 سانتی مترمربع و دریچه آئورت با قطر 64/2 سانتی متر و مساحت 27/3 سانتیمتر مربع مدل شده است. به جای انتخاب سرعت یکنواخت در دریچه، از یک فشار ثابت بهعنوان شرط مرزی استفاده شده است. با این انتخاب اجازه وفق یافتن جریان با محل ورودی و وفق یافتن یک نوع توزیع سرعت با ورودی دریچه امکانپذیر میشود. البته ناگفته پیداست که این شرط برای زمانهای که هردو دریچه بسته هستند اشتباه است، چراکه در طی انقباض و انبساط حجم ثابت دریچهها فشار متغیری را تحمل میکنند. مشخص شده است که ویژگیهای میدان جریان داخلی در شبیهسازی عددی بعد از چهار سیکل تکراری میشوند اما در انتهای دیاستول بهعلت حرکتهای حلقوی حداقل به شش سیکل نیاز دارند تا به یک روند تکراری تثبیت شده دست یابند. در تعیین دقیق موقعیت مکانی سطح داخلی به اندازه 5 پیکسل خطا وجود دارد که به ازای هر هر پیکسل 56/1میلیمتر ، حدوداً 8 میلیمتر خطا وجود دارد که این مقدار کسر بزرگی از بعد محور کوتاه(محور کوتاه در امتداد مقطع قلب) میباشد. در این شبیهسازی حرکت پیچشی بطن مدل نشده است. که آن را میتوان به دلیل کوچک بودن این حرکت نسبت به حرکت عمومی قلب نادیده گرفت.
تا کنون بهعلت محدودیت در شبیهسازی و عدم توانایی در اسکن نمودن حرکت دریچهها، تلاشی برای مدل نمودن آنها انجام نشده است. بهجای مدلسازی، هر دریچهای به شکل باز و بسته به شکل آنی در ابتدا و انتهای شروع باز شدن و بسته شدن مدل شده است.
به عبارتی میتوان گفت که: عوامل تاثیرگذار بر اختلال(بینظمی) در شبیهسازی عبارت هست از:
عدم قطیعت در ترسیم خروجیها
حرکتهای ناشی از تنفس
ناتوانی در دنبال نمودن سطح سهبعدی
صابر و همکارانش[38] با ایجاد بهبودی در مدل قبلیشان ؛برای درک بهتری از ناحیههای دریچهها؛ قسمتی از دهلیز چپ و همچنین آئورت بالارونده را به مدل بطن چپ اضافه نمودند. پس دامنه محاسباتی شامل بطن چپ، قسمتی از دهلیز چپ و آئورت بالارونده میباشد. با اینکه بهعلت عدم شفافیت کافی تصاویر، ؛مانع از تعین دقیق جای دریچهها میشود و موقعیت مکانی لبهای دریچهها بهخوبی بهدست نمیآید؛ ارائه مناسبی از حلقه دریچهها و موقعیت مکانی و همینطور حرکت آنها بهدست آمده است.

مطلب مشابه :  پایان نامه ارشد درموردزرده، جیره، افزایش، چربی

شکل ‏2-5- مدل ساخته شده توسط صابر و همکارانش[38]
تغییر در ضربان قلب، معمولاً با تغییر طول زمان دیاستول، سیستول و همچنین تغیرات سرعت همراه است. در طی سیستول نتایج شبیهسازی بعد از چهار سیکل تکراری شدهاند. این درحالی است که در انتها دیاستول بعد از شش سیکل نتایج تکراری شده و قابل برداشت است.
مقایسه نتایج در یکی از فازها بین نتایج CFD و MRI؛شکل ‏2-6؛ نشان میدهد که در اوج سیستول سرعت اندازهگیری شده 25/1متربرثانیه در مقابل 57/1 متربرثانیه شبیهسازی (در 30% سیستول) است. و همینطور در دیاستول سرعت اندازهگیری شده 5/0 متربرثانیه در مقابل و تقریباً یکنواخت در مقابل 42/0 شبیهسازی(در نیمه دیاستول) است.

شکل ‏2-6-مقایسه کیفیت جریان در مدل محاسباتی و عکسبرداری CMR،[38]
مساحت حلقه دریچه میترال در طول سیکل تغییر میکند. همین صفحه در بر گیرنده حلقه دریچه بالا و پایین میرود. کیم و همکارانش [39] پیشنهاد کردند که وجود لبهای دریچه میترال باعث ایجاد و توسعه گردابههای بطنی میشود، اما در این مقاله نشان داده شده است که حتی در صورت نبودن لبهای دریچه گردابهها درست میشوند. با وجود مدلهای جریان ورودی در این مقاله نشان داده شده است که وجود لبهای دریچه برای ایجاد گردابه ضروری نیست. در یک قلب سالم، مسیردهی جریان ورودی در دیاستول از دریچه میترال به سمت اپکس خواهد بود و در سیستول به سمت آئورت است. این در حالی است که در قلب مریض جریان خون به سمت دیواره پشتی کشیده میشود.
هودثمیت50 و همکارانشان[20] تلاش کردهاند تا یک پایگاه داده51 بسیار جامع از ابعاد بطن چپ، راست و دهلیز چپ ارائه دهند که بتوان از از این پایگاه داده هم در کارهای کلینکی و هم کارهای تحقیقاتی استفاده نمود. این تحقیقات بروی 108 داوطلب سالم(63 مرد، 45 زن) انجام شده است.

نتایج
بطن چپ و راست در آقایان از نظر ابعاد نسبت به بطن چپ و راست در خانمها بزرگتر است.
با افزایش سن در آقایان حجم و جرم بطنها کاهش چشمگیری دارد. در حالیکه در خانمها با افزایش سن تغییری در حجم و ابعاد بطنها اتفاق نمیافتد.
کسر تخلیه از بطن چپ و راست با افزایش سن افزایش مییابد.
هیچ تفاوتی در کسر تخلیه بین آقایان و خانمها از دهلیز چپ وجود ندارد.
حجم انتهای دیاستول بطن چپ در اقایان 29±160 میلیلیتر در مقابل 26±135 میلیلیتر در خانمها
حجم انتهای سیستول بطن چپ در آقایان 16±50 میلیلیتر در مقابل 12±42 میلیلیتر در خانمها
حجم انتهای دیاستول بطن راست در اقایان 33±190 میلیلیتر در مقابل 35±148 میلیلیتر در خانمها
حجم انتهای سیستول بطن راست در آقایان 20±78 میلیلیتر در مقابل 18±58 میلیلیتر در خانمها
چگالی ویژه جرم داخلی قلب 1.05گرم بر سانتیمترمکعب است.
کسر تخلیه از بطن چپ در آقایان و خانمها تقریباً یکسان است. اما کسر تخلیه از بطن راست در خانمها به اندازه 7درصد بزرگتر است.
حجمهای انتهای سیستول و ضربهای از دهلیز چپ برای آقایان نسبت به خانمها بسیار بیشتر است.
جرم بطن چپ در آقایان به اندازه 22درصد و جرم بطن راست در آقایان به اندازه 15درصد به ترتیب از جرم بطن چپ و راست در خانمها بزرگتر است.
در حدود 15درصد حجم انتهای دیاستول و انتهای سیستول برای بطن چپ و حدود 25 درصد برای بطن راست در خانمها کمتر از آقایان است.

مطلب مشابه :  ایمیدازول، مقادیر، هیدروژن، موقعیت

شکل ‏2-7-مشخصات قلب داوطلبان سالم[20]

شکل ‏2-8- مقادیر ثبت شده متناسب با سن و جنسیت[20]

شکل ‏2-9-مقادیر اندازهگیری شده برای بطن راست و چپ یک انسان سالم[20]
لانگ و همکارانش[19] با مطالعه بروی شش فرد و با استفاده از عکسبرداری MRI و تکنیکهای حل CFD الگوهای جریان در بطن چپ را بررسی نمودهاند. در این مطالعه نشان داده شده است که در زمان دیاستول، جریان ورودی از دریچه میترال تقریباً مستقیم به سمت اپکس حرکت میکند و پس از پیمودن 3/2 مسیر، جریان با ایجاد یک تغییر با حرکت چرخشی به سمت اپکس حرکت میکند.

شکل ‏2-10- (a)ساختار سهبعدی بطن چپ (b) نمای پسین-پیشین در انتهای دیاستول (c) نمای پسین-پیشین در انتهای سیستول[19]
در مراحل انتهای دیاستول که جریان با سرعت بسیار کمتری وارد بطن میشود گردابههای در هر دو سوی ورودی بر روی صفحه پیشین52-پسین53 که از دریچه میترال و آئورت عبور میکند بهوجود میآیند. در صفحه فوقانی54-تحتانی55 یک گردابه پادساعتگرد ظاهر میشود. خون بهعنوان یک سیال نیوتنی، غیرقابل تراکم همراه با ویسکوزیته 0.004 پاسکالثانیه مدل شده است. شبیهسازی از ابتدای سیستول همرا
ه با فشار صفر بروی دریچه آئورت و فرض دیواره بدون لغزش برای دریچه میترال آغاز شده است. بهعلت محدودیتهای آناتومی دریچه میترال و آئورت مدل نشده است. از ترکیب سرعت و فشار بهعنوان شرط مرزی استفاده شده است.

شکل ‏2-11- تغییرات حجم بطن چپ نسبت به زمان- زمان از ابتدای سیستول. [19]
جهت جریان عمدتاً به جهت جریان ورودی از دریچه میترال بستگی دارد که بهعنوان قسمتی از شرط مرزی در نظر گرفته میشود. تنها در 3/1 از زمان دیاستول، تقریباً حجم انتهای دیاستول بدست میآید. در سیستول جریان به شکل چرخشی به سمت دریچه آئورت حرکت کرده و از آن خارج میشود. این جریان چرخشی از ابتدای سیستول شروع و تا انتهای آن ادامه دارد.
خلفوند و همکارانش[22] جریان خون در بطن چپ را برای سه بیمار و سه شخص معمولی بررسی نمودند. بعد از گرفته شدن عکسهای امآرآی و وارد نمودن آن در نرمافزار CMR-tools یک مرز به طور دستی برای بطن چپ تعین کردند. برای این بطن مدل شده بصورت دوبعدی، سیال خون بصورت نیوتنی و لزج فرض شد.
در این مطالعه از حرکت دریچهها چشم پوشی و تنها با توجه با فاز مورد بررسی، ورودی( دریچه میترال) یا خروجی( دریچه آئورت) کاملاً باز یا کاملاً بسته فرض نمودند. از آنجا که نمایش تصویری جریان تپشی سه بعدی همرا با حرکت جداره بسیار مشکل است، طبیعی خواهد بود که خطوط جریان در این مدل دوبعدی با جریان واقعی در بطن متفاوت باشد، اما از آن می توان به عنوان درکی اولیه از کارکرد بطن استفاده نمود.شرط مرزی اعمال شده بروی ورودی و خروجی در میدان محاسباتی، سرعت یکنواخت قرار داده شده است.سیال خون نیوتنی با وسکوزیته ثابت 00348/. پاسکال-ثانیه و چگالی 1050 کیلوگرم بر مترمکعب فرض شده است. نتایج بدست آمده از این مطالعه نشان می دهد که برای نمونه های معمولی میانگین حجم برای انتهای دیاستول و انتهای سیستول به ترتیب 09/16±27/122 و 36/6±27/37 میلی لیتر است و همچنین کسر تخلیه 5/6±33/69 درصد برای نمونه های بیمار است.

شکل ‏2-12- نماهای خط جریان در فازهای متفاوت[22]
از نتایج شبیهسازی کوپله نمودن جریان خون و بافت قلب میتوان از در کاربردهای پزشکی استفاده نمود. چنگ و همکارانش]37[، امکانپذیری محاسبه سهبعدی اندرکنش سازه-سیال در طی زمان فاز پر شدن56 بطن چپ قلب بررسی نمودهاند. در این شبیهسازی، هندسه جامد به شکل دیواره نازک57 مدل شده است که در قسمت تحتانی58 بطن، ضخامت دیواره بطن 2/0 سانتیمتر و در قسمت راس59 آن 15/0 سانتیمتر در نظر گرفته شده است. دیواره بهصورت همگن و ایزوتروپیک فرض شده ، ولی تغیرات غیرخطی الاستیسیته با وارد نمودن متغیر زمانی مدول یانگ60 لحاظ شده است. بهمنظور سادهسازی از وجود دریچهها چشمپوشی شده است و همچنین جریان ورودی از دریچه میترال یکنواخت و همینطور بطن چپ متقارن فرض شده و تنها نیمی از آن حل شده است. سیال خون نیوتنی با لزجت ثابت لحاظ شده است. رابطه بین فشار-حجم در طی فاز پرشدن، توزیع سرعت و فشار و الگوهای جریان و گردابهها بررسی شده است.

شکل ‏2-13- شمای از تغییرات تنش بر روی صفحه z=0، ]37[

شکل ‏2-14-شمای از میدان جریان در صفحه تقارن z=0، ]37[
شبیهسازی جریان در قلب همراه با اندرکنش سازه-سیال، حداقل به سه مورد نیاز دارد تا بهطور منطقی قابل قبول باشد:
نرمافزار حل کننده جامد باید توانایی توصیف ویژگیهایی همچون


دیدگاهتان را بنویسید