基于光学相干断层扫描的冠状动脉粥样硬化进展生物力学流固耦合分析

动脉粥样硬化是全球死亡和发病的主要原因之一，其多因素且复杂的特性使得采用多学科方法应对至关重要。目前，成像技术是分析斑块形态的有力工具，但尚无法提供对潜在作用机制的理解，而计算模拟正是在此发挥作用。

从流体动力学的角度来看，我们知道壁面剪切应力等血流动力学因素会影响内皮细胞功能，并参与动脉粥样硬化形成过程中的新物质传输过程。但要真正理解患者个体化的力学特性，可以采用流固耦合技术（简称FSI），以模拟血流、动脉力学行为与整体心脏功能之间的相互作用。本方法即提出了一种实现这一目标的途径，即通过光学相干断层成像（简称OCT）和侵入性血管造影数据，重建患者冠状动脉的几何结构，并进行生物力学模拟。

接着，我们还讨论了临床相关性结果以及与随访影像的比较。目前，该方法学的基本原理建立在有限元和有限体积法的基础上。尽管我们在此使用商业软件 ANSYS 演示了仿真方法，但该流程可适用于任何具备时序分析能力的软件或代码。

利用解剖学标志（如分叉处）匹配基线与随访的OCT图像，并选择紧邻最远端分叉近端及最远端分叉远端的图像作为起止点。需分析这两个标志之间的图像。将第一幅图像载入数字化仪，标记导管中心点及标尺范围。导出这些点以供后续使用，从每幅图像的相同位置开始标记管腔边缘，并尽可能准确地描绘出管腔的弯曲轮廓。

在图像中的伪影区域上方留出间隙，因为重建过程将在后续阶段对这些区域进行插值。将这些文件导出为数据格式，并对每幅图像重复此操作。在您的 dot-com 软件中，通过利用外弹力膜的可见部分拟合椭圆，提取高衰减区域的外膜边界，以估计外壁位置；定义脂质弧，计算其至管腔中心的距离，并测量纤维帽厚度。

这些将用于分析病灶进展及管腔面积。然后将这些叠加图像导入图像数字化工具中，以选择外膜的点。同样地，在选择脂质时，选择脂质表面，每次均从脂质的同一端开始。在图像数字化工具中加载第一张血管造影图像，选择导管边缘，以便在后续步骤中对图像进行标定。

然后标记导管中心线，从近端标记开始，沿远端方向以等间距点进行标记。将数据导出为适配格式。在进行横断面重建之前，对每张图像重复上述步骤。

在三维建模软件中，逐个导入并生成横截面以创建实体部件，选择所有曲线并将其锁定在一起，确保选中“添加冻结”以生成新的实体。现在对管腔、脂质和外壁依次执行这些步骤。为了从动脉壁中减去管腔和脂质部分，创建一个布尔运算，将外壁设为目标体，将脂质和管腔设为工具体。

在血管壁与脂质之间保持拓扑一致性非常重要，以确保在后续步骤中网格节点能够共享。为此，请选中血管壁及其脂质，右键单击以创建部件。为动脉和脂质设置材料属性时，进入工程数据界面，添加一种名为 artery 的新材料，输入密度，并采用五参数 Mooney-Rivlin 模型，然后设置相应的参数。

对脂质和运动部件重复此操作，抑制管腔部件，并将先前定义的材料分配给动脉和脂质实体。现在需要对几何体进行网格划分，将物理场偏好设置为非线性力学，并指定网格尺寸。此处我们使用了自适应网格划分，目标尺寸为 0.14 毫米。

根据需要调整网格设置，以获得合理的掩模单元数值。此处我们希望在间隙区域（如纤维帽）横跨至少两到三个网格单元。由于几何结构复杂，生成网格可能需要一定时间。

进行 FSI 仿真时，关闭自动时间步长，将子步定义为 1，并设置仿真结束时间。本例中为 0.8 秒，系统耦合中我们控制时间和子步，将求解器类型设置为程序控制，以使用直接法或迭代法。直接法更稳健，但会显著消耗更多内存。

将牛顿参考值和方法设置为“完全”。通过插入流固耦合界面，指定系统耦合域为动脉的内壁。这将在该位置实现结构与流体之间的数据传递。

可以在 X、Y 和 Z 方向上以位移函数的形式输入位移边界条件，并施加在入口和出口处。为了帮助在求解选项卡下排查错误，可插入牛顿松弛残差。当出现错误时，可通过查看这些残差来定位导致问题的几何体或网格位置。

进入模型选项卡，检查单位并隐藏动脉和脂质部分，突出流体区域。设定网格参数并生成网格，检查偏斜度并在必要时进行调整。

在流体与固体相互作用的区域，建议采用与结构部分相同尺寸的网格和形状。创建入口、出口和壁面的命名选择，以便传递给 Fluent。现在进入设置选项卡，并确保启用双精度模式。

将求解器类型设置为基于压力，并确保时间设置为瞬态。启用 K-Omega 粘性湍流模型，并启用剪切应力输运和低雷诺数修正。以在湍流中启用非线性粘度模型。

在命令控制台中输入以下命令，并在提示时输入“yes”。在“material”部分，通过输入密度并从粘度下拉列表中选择非牛顿幂律模型来定义血液属性。编译时，我使用一个已定义的函数，该函数包含瞬态血流速度和压力，并检查命令行是否存在任何错误。

现在加载紫外过滤器（UVF）。可将其应用于入口和出口。启用动态网格，包括光顺、重划分网格以及六自由度求解器，设置扩散参数为1.5，并根据您的网格设定合适的最大和最小尺度。

创建一个新的动态网格区域，指定管腔壁面，并选择系统耦合。这是将数据传递给模拟中动脉组件的接口。为入口、出口和内部管腔创建相应的网格区域，并为网格尺度设置适当的值。

这种动态网格通常会伴随出现负的单元体积误差。因此，需仔细检查并根据需要调整每个区域的网格比例，确保压力-速度耦合设置为耦合（couple）模式，并将瞬态公式和空间离散格式均设置为二阶。在“controls”中输入当前数量为2，并在“monitors”选项卡中设置残差收敛判据。

此处，为了保持连续性，我们使用了值 1 到 5，其余部分使用 1×10⁻⁶。如需为局部归一化螺旋性等结果定义自定义函数，请在参数与自定义选项卡下的“自定义函数”中选择并插入新函数。根据需要使用弹出窗口进行定义。

在运行计算选项卡中，将时间步数设置为160，时间步长为5毫秒，迭代次数设置为300。确认已启用时间统计的数据采样，并确保已选择壁面统计量、流动剪切应力以及我们先前定义的自定义函数。在计算活动中创建数据导出，选择适用于后处理的CFD-Post兼容选项。

如果希望在其他软件中处理结果，请根据需要调整导出类型。选择所有希望导出的区域和结果。最后，使用混合方案启动仿真。

确保两个结构影响设置均已连接至系统耦合并完成更新。在系统耦合中，将结束时间设置为 0.8 秒，时间步长设置为 5 毫秒，通常在 10 到 15 次迭代之间即已足够，前提是结构和流体组件均能良好收敛。分别从流体和结构组件中选择壁面和固体界面，并编辑传递设置，调整从流体向结构传递的力的欠松弛因子或渐进加载方式，以促进收敛。

准备运行时，单击更新，控制台将打印出模拟数据，例如结构和流体的收敛性及其各自的数据传递收敛性。需要注意的是，流固耦合（FSI）模拟在计算上代价较高，本模拟在16核计算机上大约需要11天时间。本文重点讨论三个重要的生物力学结果，即壁面剪切应力、通过局部归一化螺旋度表征的管腔内流动特性，以及以冯·米塞斯有效应力形式表示的结构应力。

剪切应力主要受血流速度驱动。然而，正如我们在此处所见，对时间平均剪切应力、单一剪切指数（用于评估血流反向及潜在剪切应力矢量场）以及剪切应力矢量场进行更详细的分析，在临床上可能更具信息价值，特别是通过识别吸引区域，这些区域可能招募单核细胞并促进斑块生长。我们还可以利用局部归一化螺旋度进一步可视化管腔内的螺旋血流模式，以帮助理解螺旋血流结构与斑块生长之间的关联。

最后，动脉壁内较高的冯·米塞斯应力可能提示由于负荷增加导致的细胞功能障碍或损伤区域，或提示斑块破裂的易发部位，特别是纤维帽较薄的区域或斑块肩部应力集中的区域。我们还发现，近端纤维帽处的应力主要由动脉弯曲和收缩引起，而远端应力则主要由血压驱动。我们的结果表明，流固耦合（FSI）模拟在捕捉这些特征方面具有独特优势。

通过与随访影像进行比较，我们观察到动脉远端管腔面积减小，同时伴有总脂质弧增加，提示病变进展。相比之下，近端区域管腔面积仅轻微减小，但纤维帽厚度显著减小，提示斑块向更易损的表型转变。

随后可通过分析管壁剪切应力、管腔内血流和结构应力的模式，将这些进展或退变区域与基线FSI模拟结果进行比较。本方法仅针对单一案例进行展示，尚需获取更大数据集的分析结果，以确定任何相关性的统计学意义。

我们希望本方法能够有助于实现这一目标。在本方法中，我们描述了利用流固耦合技术重建并进行生物力学模拟患者冠状动脉的步骤。我们介绍了如何从光学相干断层成像（OCT）中提取管腔、脂质核心和外膜结构，并重建其三维形态，随后描述了网格划分、设定边界条件以及系统耦合域的过程。

最后，运行模拟并进行结果的后处理。我们还讨论了将壁面剪切应力的管腔内血流特征以及动脉结构对临床平均状态的响应，转化为基于流固耦合生物力学的病变进展评估，从而有望更全面地呈现患者当前病情及预后情况。尽管目前流固耦合仍是一种处于快速发展阶段且计算成本较高的方法，但我们认为，描述该方法的流程可进一步完善，并用于辅助临床决策，以应对动脉粥样硬化进展的评估与管理。