Optische Kohärenztomographie basierte biomechanische Fluid-Struktur-Interaktionsanalyse der koronaren Atherosklerose Progression

Atherosklerose ist eine der Hauptursachen für globalen Tod und Morbidität, und ihre multifaktorielle und komplexe Natur macht einen multidisziplinären Ansatz zur Bekämpfung wichtig. Nun ist die Bildgebung ein mächtiges Werkzeug, um die schwarze Morphologie zu analysieren, aber sie kann uns noch kein Verständnis für die zugrunde liegenden Mechanismen der Arbeit geben. Und hier kommt die Computersimulation ins Spiel.

Aus fluiddynamischer Sicht wissen wir, dass Faktoren wie Wandscherstress in den Bio-Blutfluss die Endothelzellfunktion und neue Transportprozesse, die an der Bildung von Atherosklerose beteiligt sind, beeinflussen können. Aber um die spezifische Mechanik des Patienten wirklich zu verstehen, können Fluidstruktur-Interaktionstechniken oder kurz episodische Techniken verwendet werden, um die Wechselwirkung zwischen Blutfluss, Arterienmechanik und allgemeiner Herzfunktion zu simulieren. Und diese Methodik stellt einen Ansatz dar, um genau dies zu tun, indem die Koronararterie eines Patienten aus der optischen Kohärenztomographie, kurz OCT, und der invasiven Angiographie rekonstruiert und biomechanisch simuliert wird.

Wir diskutierten dann auch die klinischen Relevanzergebnisse und die Vergleiche zur Follow-up-Bildgebung. Nun basieren die Grundlagen hinter der Methodik auf den Finite-Elemente- und Finite-Volumen-Methoden. Und während wir hier die Simulationsmethode mit der kommerziellen Software demonstrieren, kann das ANSYS-Verfahren an jede episodisch fähige Software oder Codes angepasst werden.

Vergleichen Sie Baseline- und Follow-up-OCT-Bilder unter Verwendung anatomischer Orientierungspunkte wie Bifurkationen und verwenden Sie Bilder, die unmittelbar proximal zur distalsten Bifurkation und distal zur proximalsten Bifurkation beginnen. Die Bilder zwischen diesen Landmarken sollen analysiert werden Laden Sie das erste Bild in den Digitizer und markieren Sie die Kathetermittelpunkte und Grenzwerte für die Skala. Exportieren Sie diese Punkte, um sie später zu verwenden, markieren Sie den Rand des Lumens, ausgehend von der gleichen Stelle in jedem Bild und achten Sie darauf, die Kurven des Lumens so genau wie möglich zu erfassen.

Lassen Sie eine Lücke über den Artefakten, da der Rekonstruktionsprozess zu einem späteren Zeitpunkt über diese Regionen interpoliert. Exportieren Sie diese Dateien in ein Datenformat und wiederholen Sie dies für jedes Bild. Extrahieren Sie in Ihrer Dotcom-Software die Außenwand in Bereichen mit hoher Dämpfung, indem Sie sichtbare Teile der äußeren elastischen Membran verwenden, um eine Ellipse anzupassen, die äußere Wandposition zu schätzen, den Lipidbogen zu definieren, ihn auf den Lumenschwerpunkt zu berechnen und die Dicke der Zupfkappe zuzupfen.

Diese werden verwendet, um das Fortschreiten der Läsion zusammen mit dem Lumenbereich zu analysieren. Importieren Sie dann diese überlagerten Bilder in den Bilddigitalisierer, um die äußeren Wandpunkte auszuwählen. Ähnlich für die Lipide auswählen, die Lipidoberfläche, beginnend mit dem gleichen Ende des Lipids in jedem Fall, Laden Sie das erste angiographische Bild in den Bilddigitalisierer, wählen Sie die Kanten des Katheters, um das Bild in späteren Schritten zu skalieren.

Markieren Sie dann die zentrale Katheterlinie, die mit dem proximalen Marker beginnt und sich distal mit gleichmäßig verteilten Punkten bewegt. Exportieren Sie die Daten, um das Format anzupassen. Wiederholen Sie diese Schritte für jedes Bild, bevor Sie die Querschnittsrekonstruktion durchführen.

Importieren und generieren Sie in einer 3D-Modellierungssoftware die Querschnitte dateiweise, um eine Volumenkörperkomponente zu erzeugen, wählen Sie alle Kurven aus und sperren Sie sie zusammen, um sicherzustellen, dass Eingefroren hinzufügen ausgewählt ist, um ein neues Volumenkörper zu erzeugen. Führen Sie nun diese Schritte für das Lumen, die Lipide und die Außenwand durch. Um das Lumen und die Lipide von der Arterienwand abzuziehen, erstellen Sie eine boolesche Operation und wählen Sie den Zielkörper als Wand und die Lipide und Lumina als Werkzeugkörper.

Es ist wichtig, die Typologie zwischen der Wand und den Lipiden zu teilen, um sicherzustellen, dass die Netzknoten in zukünftigen Schritten gemeinsam genutzt werden. Markieren Sie dazu die Wand und ihre Lipide und klicken Sie mit der rechten Maustaste, um ein Teil zu erstellen. Um die Materialeigenschaften für die Arterie und das Lipid festzulegen, geben Sie technische Daten ein und fügen Sie ein neues Material namens Arterie Drag Density und das Mooney Riverland-Modell mit fünf Parametern hinzu und legen Sie deren Parameter fest.

Wiederholen Sie dies für das Lipid und die motorische Komponente, unterdrücken Sie die Lumenkomponente und ordnen Sie die zuvor definierten Materialien der Arterie und den Lipidfeststoffen zu. Die Geometrie muss nun vernetzt werden, die Physikalische Präferenz auf nichtlinear mechanisch setzen und die Netzgröße angeben. Hier haben wir adaptive Vernetzung mit der Zielgröße von 0,14 Millimetern verwendet.

Passen Sie die Netzeinstellungen nach Bedarf an, um vernünftige Maskeneinheitswerte zu erhalten. Hier streben wir mindestens zwei bis drei Mesh-Elemente über Lücken hinweg an, wie z.B. die Faserkappe. Das Generieren des Netzes kann aufgrund der komplexen Geometrie einige Zeit in Anspruch nehmen.

Schalten Sie für FSI-Simulationen die automatische Zeitverschiebung aus, definieren Sie einen Unterschritt als eins und legen Sie die Simulationsendzeit fest. In diesem Fall 0,8 Sekunden, Systemkopplung steuern wir die Zeit und Unterschritte, setzen den Solver-Typ auf Programmsteuerung, um entweder die direkte oder iterative Methode zu verwenden. Direkte Methoden sind robuster, verbrauchen jedoch erheblich mehr Arbeitsspeicher.

Legen Sie die Newton-Refs und die Newton-Methode auf full fest. Geben Sie die Systemkopplungsdomäne als Innenwand der Arterie an, indem Sie eine flüssige Feststoffschnittstelle einfügen. Dadurch werden Daten zwischen der Struktur und dem Fluid an dieser Stelle übertragen.

Die Verschiebungsrandbedingungen können als Verschiebungsfunktion in X-, Y- und Z-Richtung eingegeben werden, die am Ein- und Auslass angewendet wird. Zur Unterstützung bei der Fehlerbehandlung unter der Lösungsregisterkarte fügen Sie für Newton-Flöße Residuen ein. Diese können angezeigt werden, wenn Fehler auftreten, um die problematische Geometrie oder die Netzpositionen zu finden.

Rufen Sie die Modellregisterkarte auf, überprüfen Sie die Einheiten und unterdrücken Sie den Arterien- und Lipidteil. Führung der Fluiddomäne. Geben Sie die Netzmetriken an und generieren Sie das Netz, überprüfen Sie die Schiefe und passen Sie sie bei Bedarf an.

Es ist eine gute Praxis, eine ähnliche Maschenweite und Form wie im strukturellen Teil der Regionen zu verwenden, in denen die Fluidfeststoffwechselwirkung auftritt. Erstellen Sie Namensauswahlen für den Einlass, den Auslass und die Wand, die in fluent übergeben werden sollen. Rufen Sie nun die Registerkarte Setup auf und stellen Sie sicher, dass die doppelte Position aktiviert ist.

Stellen Sie den Solver-Typ auf druckbasiert ein und stellen Sie sicher, dass die Zeit auf transient eingestellt ist. Aktivieren Sie das viskose Turbulenzmodell K-Omega und ermöglichen Sie den reinen Spannungstransport und Low-Re-Korrekturen. Um nichtlineare Viskositätsmodelle mit Turbulenzen zu ermöglichen.

Geben Sie den folgenden Befehl in die Befehlskonsole ein und geben Sie yes ein, wenn Sie dazu aufgefordert werden. Definieren Sie nun unter Material die Bluteigenschaften, indem Sie die Dichte eingeben und das nicht-newtonsche Potenzgesetz aus der Dropdown-Liste viskosität auswählen. Kompilieren, ich benutze eine definierte Funktion, die die transiente Blutgeschwindigkeit und den Druck enthält und die Befehlszeile auf Fehler überprüft.

Laden Sie nun die UVF. Diese können auf den Ein- und Auslass aufgebracht werden. Aktivieren Sie das dynamische Netz, einschließlich Glättung, Neuvernetzung und den Gleichungslöser mit sechs Freiheitsgraden, indem Sie den Diffusionsparameter 1,5 und die entsprechenden maximalen und minimalen Skalen für Ihr Netz festlegen.

Erzeugen Sie eine neue dynamische Netzzone, geben Sie die Wand des Lumens an und wählen Sie die Systemkopplung aus. Dies ist die Schnittstelle, um Daten an die Arterienkomponente der Simulation zu übergeben. Erzeugen Sie die umformenden Netzzonen für den Einlass, den Auslass und das Innenlumen mit den entsprechenden Werten für die Netzwaage.

Oft sind negative Zellvolumenfehler mit diesem dynamischen Netz verbunden. Überprüfen Sie also sorgfältig und passen Sie die Netzskalen bei Bedarf für jede Region an, stellen Sie sicher, dass die Druckgeschwindigkeitskopplung auf Koppelung eingestellt ist, und stellen Sie die transienten Formulierungs- und räumlichen Diskretisierungsschemata auf die zweite Ordnung ein. Geben Sie in Steuerelemente eine aktuelle Anzahl von zwei ein und legen Sie die verbleibenden Konvergenzkriterien auf der Registerkarte Monitore fest.

Hier haben wir den Wert von 1 hier für die 5 fünf für die Kontinuität und eine Acht der minus sechs für den Rest verwendet. Um eine benutzerdefinierte Funktion für Ergebnisse wie die lokal normalisierte Helizität zu definieren, wählen Sie unter der Registerkarte Parameter und Anpassung benutzerdefinierte Funktionen aus, und fügen Sie eine neue Funktion ein. Verwenden Sie das Popup-Fenster, um nach Bedarf zu definieren.

Legen Sie auf der Registerkarte Berechnung ausführen die Anzahl der Schritte auf 160 mit einer Zeitschrittgröße von fünf Millisekunden und einer Anzahl von Iterationen auf 300 fest. Überprüfen Sie, ob die Datenabtastung für Zeitstatistiken aktiviert ist, und stellen Sie sicher, dass Wandstatistiken und Strömungsscherspannungen sowie unsere zuvor definierte benutzerdefinierte Funktion ausgewählt sind. Erstellen Sie einen Datenexport in Berechnungsaktivitäten und wählen Sie die OPTION CFD-Post-kompatibel für die Nachbearbeitung.

Wenn Sie die Ergebnisse in einer separaten Software verarbeiten möchten, passen Sie die Exportart nach Bedarf an. Wählen Sie alle Regionen und Ergebnisse aus, die Sie exportieren möchten. Initialisieren Sie schließlich die Simulation mit dem Hybridschema.

Stellen Sie sicher, dass beide strukturellen Einflussaufbauten an die Systemkopplung angeschlossen und aktualisiert sind. Stellen Sie bei der Systemkopplung die Endzeit auf 0,8 Sekunden und den Zeitstempel auf 5 Millisekunden ein, im Allgemeinen zwischen 10 und 15 Iterationen als ausreichend, vorausgesetzt, sowohl die strukturellen als auch die fluiden Komponenten konvergieren gut. Wählen Sie die Wand- und Volumenkörperschnittstelle aus den Fluid- bzw. Strukturkomponenten aus und schneiden Sie eine Übertragung aus, Passen Sie die Unterrelaxation oder das Rampen der Kraft an, die von der Flüssigkeit auf die Struktur übertragen wird, um die Konvergenz zu unterstützen.

Wenn Sie zur Ausführung bereit sind, klicken Sie auf Aktualisieren, Simulationsdaten wie strukturelle und fluide Konvergenz und ihre jeweilige Datenübertragungskonvergenz werden in der Konsole ausgegeben. Beachten Sie, dass FSI-Simulationen rechenintensiv sind, wobei diese Simulation auf einer Maschine mit 16 Kernen ungefähr 11 Tage dauert. Hier haben wir uns auf drei wichtige biomechanische Ergebnisse konzentriert, nämlich Wandscherspannungen, intraluminale Strömungseigenschaften durch die lokale normalisierte Helizität und strukturelle Spannung in Form der Von Mises-Effektivspannung.

Reiner Stress wird stark von der Blutgeschwindigkeit angetrieben. Wie wir hier sehen können, könnte jedoch eine detailliertere Analyse des zeitdurchschnittlichen reinen Stresses, des einzelnen Scherindex, der ein Maß für die Flussumkehr und die zugrunde liegenden reinen Stressvektorfelder ist, klinisch informativer sein, insbesondere durch die Suche nach Anziehungsregionen, die Monozyten anziehen und zu Plaquewachstum führen könnten. Wir können die heliakalen Strömungsmuster im gesamten Lumen mit lokaler normalisierter Helizität weiter visualisieren, um die Verbindung zwischen helikalen Strömungsstrukturen und Plaquewachstum zu konzeptualisieren.

Schließlich könnte ein höherer Von Mises-Stress in der Arterienwand auf Bereiche mit zellulärer Dysfunktion oder Schädigung aufgrund einer erhöhten Belastung hindeuten oder auf wahrscheinliche Stellen der Plaqueruptur hindeuten, insbesondere aufgrund dünnerer faseriger Kappen oder Stress, der sich an den Zupfschulterregionen verstärkt. Wir sehen auch, dass Stress durch Arterienbeugung und Kontraktion in der proximalen Faserkappe verursacht wird. Während der Destillationsstress durch den Blutdruck angetrieben wird Unser Ergebnis, FSI-Simulationen sind einzigartig platziert, um zu erfassen.

Durch Vergleich mit Follow-up-Imaging. Wir sehen eine Abnahme der Lumenfläche in der distalen Region der Arterie, die auch mit einer Zunahme des gesamten Flüssigkeitsbogens verbunden ist, was auf eine Fortschreiten der Läsion hindeutet. Im Vergleich dazu sieht die proximale Region eine kleine Abnahme des Lumenbereichs, aber eine große Abnahme der faserigen Kappendicke, was auf eine Bewegung zu einem anfälligeren Phänotyp hindeutet.

Diese Bereiche oder Progression oder Regression können dann mit der FSI-Basissimulation verglichen werden, indem Muster in Kriegsscherspannung, intraluminaler Strömung und strukturellen Spannungen analysiert werden. Nun, diese Methodik wird für einen einzigen Fall vorgestellt. Es werden Analysen an größeren Datensätzen durchgeführt, um die statistische Signifikanz etwaiger Korrelationen zu bestimmen.

Etwas, von dem wir hoffen, dass diese Methodik dabei helfen kann. In dieser Methode haben wir die Schritte zur Rekonstruktion und biomechanischen Simulation der Koronararterie des Patienten unter Verwendung von Fluidstruktur-Interaktionstechniken beschrieben. Wir beschrieben den Prozess der Extraktion des Lumens, des Lipids und der Außenwände aus OCT und der Wiederherstellung der dreidimensionalen Form, bevor wir den Prozess der Vernetzung, der Festlegung von Randbedingungen und Systemkopplungsdomänen beschrieben.

Und schließlich das Ausführen der Simulations- und Nachbearbeitungsergebnisse. Die Translation unserer intraluminalen Stressflusseigenschaften und der strukturellen Reaktion in der Arterie auf den klinischen Mittelwert wurde auch in Bezug auf die Läsionsprogression mit FSI-basierter Biomechanik diskutiert, was das Potenzial zeigt, ein vollständigeres Bild des aktuellen Zustands und der Prognose eines Patienten zu präsentieren. Nun, während FSI sich noch sehr stark in der Entwicklung befindet und eine rechenintensive Methode ist, glauben wir, dass der Prozess, der diese Methodik beschreibt, weiter ausgebaut und verwendet werden kann, um die klinische Entscheidungsfindung rund um das Fortschreiten der Atherosklerose zu unterstützen.