Analyse de l’interaction fluide-structure biomécanique basée sur la tomographie par cohérence optique de la progression de l’athérosclérose coronaire

L’athérosclérose est l’une des principales causes de décès et de morbidité dans le monde, et sa nature multifactorielle et complexe rend importante une approche multidisciplinaire pour y faire face. Maintenant, l’imagerie est un outil puissant pour analyser la morphologie noire, mais elle ne peut pas encore nous donner une compréhension des mécanismes sous-jacents du travail. Et c’est là que la simulation informatique entre en jeu.

Du point de vue de la dynamique des fluides, nous savons que des facteurs tels que le stress de cisaillement de la paroi dans le flux sanguin biologique peuvent avoir un impact sur la fonction des cellules endothéliales et les nouveaux processus de transport impliqués dans la formation de l’athérosclérose. Mais pour vraiment comprendre la mécanique spécifique du patient, les techniques d’interaction de la structure des fluides, ou courtes épisodiques, peuvent être utilisées pour simuler l’interaction entre le flux sanguin, la mécanique artérielle et la fonction cardiaque générale. Et cette méthodologie présente une approche pour faire exactement cela, en reconstruisant et en simulant biomécaniquement l’artère coronaire d’un patient à partir de la tomographie par cohérence optique, ou OCT en abrégé, et de l’angiographie invasive.

Nous avons ensuite discuté des résultats de pertinence clinique et des comparaisons pour l’imagerie de suivi. Maintenant, les principes fondamentaux derrière la méthodologie sont construits sur les méthodes des éléments finis et des volumes finis. Et bien que nous démontrions ici la méthode de simulation à l’aide du logiciel commercial, la procédure ANSYS peut être adaptée à n’importe quel logiciel ou code épisodique.

Faites correspondre les images oct de référence et de suivi, en utilisant des repères anatomiques, tels que des bifurcations et en utilisant des images commençant immédiatement proximal à la bifurcation la plus distale et distale à la bifurcation la plus proximale. Les images entre ces repères doivent être analysées Chargez la première image dans le numériseur et marquez les points centraux du cathéter et les limites de l’échelle. Exportez ces points pour les utiliser plus tard, marquez le bord du lumen, en partant du même endroit dans chaque image et en vous assurant de capturer les courbes du lumen aussi précisément que possible.

Laissez un vide sur les artefacts car le processus de reconstruction s’interpolera dans ces régions à un stade ultérieur. Exportez ces fichiers dans un format de données et répétez cette opération pour chaque image. Dans votre logiciel point-com, extrayez la paroi extérieure dans les régions à forte atténuation, en utilisant des parties visibles de la membrane élastique externe pour ajuster une ellipse, pour estimer l’emplacement de la paroi extérieure, définissez l’arc lipidique, calculez-le au centroïde de la lumière et arrachez l’épaisseur du capuchon.

Ceux-ci seront utilisés pour analyser la progression de la lésion avec la zone de la lumière. Importez ensuite ces images superposées dans le numériseur d’images pour sélectionner les points de paroi extérieure. De même pour les lipides sélectionner, la surface lipidique, à partir de la même extrémité du lipide dans tous les cas, Charger la première image angiographique dans le numériseur d’image, sélectionner les bords du cathéter pour mettre à l’échelle l’image dans les étapes ultérieures.

Et puis marquez la ligne centrale du cathéter en commençant par le marqueur proximal et en se déplaçant distalement avec des points uniformément espacés. Exportez les données pour adapter le format. Répétez ces étapes pour chaque image avant d’effectuer le processus de reconstruction de la coupe.

Dans un logiciel de modélisation 3D, importez et générez les coupes, un fichier à la fois, pour créer un composant solide, sélectionnez toutes les courbes et verrouillez-les ensemble, en veillant à ce que l’option ajouter figé soit sélectionnée pour générer un nouveau solide. Maintenant, effectuez ces étapes pour la lumière, les lipides et la paroi extérieure. Pour soustraire la lumière et les lipides de la paroi artérielle, créez une opération booléenne et choisissez le corps cible comme mur et les lipides et lumina comme corps d’outil.

Il est important de partager la typologie entre le mur et les lipides pour s’assurer que les nœuds de maillage sont partagés dans les étapes futures. Pour ce faire, mettez en surbrillance le mur et leurs lipides, puis cliquez avec le bouton droit de la souris pour créer une pièce. Pour définir les propriétés du matériau pour l’artère et le lipide, entrez des données d’ingénierie et ajoutez un nouveau matériau appelé densité de traînée artérielle et le modèle à cinq paramètres mooney Riverland et définissez leurs paramètres.

Répétez cette opération pour le lipide et le composant moteur, supprimez le composant lumineux et affectez les matériaux définis précédemment à l’artère et aux solides lipidiques. La géométrie doit maintenant être maillée, définir la préférence physique sur mécanique non linéaire et spécifier le dimensionnement du maillage. Ici, nous avons utilisé un maillage adaptatif avec la taille cible de 0,14 millimètre.

Ajustez les préférences de maillage si nécessaire pour obtenir des valeurs unitaires de masque raisonnables. Ici, nous visons au moins deux à trois éléments de maille à travers les espaces, tels que le capuchon fibreux. La génération du maillage peut prendre un certain temps en raison de la géométrie complexe.

Pour les simulations FSI, désactivez le pas de temps automatique, définissez une sous-étape comme une seule et définissez l’heure de fin de la simulation. Dans ce cas, 0,8 seconde, couplage système, nous contrôlons le temps et les sous-étapes, définissons le type de solveur sur le contrôle du programme pour utiliser la méthode directe ou itérative. Les méthodes directes sont plus robustes, mais utilisent beaucoup plus de mémoire.

Définissez les références et la méthode Newton sur full. Spécifiez le domaine de couplage du système comme paroi interne de l’artère en insérant une interface solide fluide. Cela transmettra des données entre la structure et le fluide à cet endroit.

Les conditions aux limites de déplacement peuvent être saisies en tant que fonction de déplacement dans les directions X, Y et Z, appliquées à l’entrée et aux sorties. Pour vous aider à résoudre les erreurs sous l’onglet solution, insérez les résidus de radeaux Newton. Ceux-ci peuvent être visualisés si des erreurs surviennent pour trouver la géométrie gênante ou les emplacements de maillage.

Entrez dans l’onglet du modèle, vérifiez les unités et supprimez l’artère et la partie lipidique. Leader dans le domaine des fluides. Spécifiez les métriques de maillage et générez le maillage, en vérifiant l’asymétrie et en l’ajustant si nécessaire.

Il est recommandé d’utiliser un maillage et une forme de taille et de forme similaires à ceux que nous avons utilisés dans la partie structurelle sur les régions où se produit l’interaction fluide-solide. Créez des sélections de noms pour l’entrée, la sortie et le mur, à passer en courant. Maintenant, entrez dans l’onglet de configuration et assurez-vous que la double position est activée.

Réglez le type de solveur sur la pression et assurez-vous que le temps est réglé sur transitoire. Activez le modèle de turbulence visqueuse K-Omega et permettez le transport des contraintes pures et les corrections à faible ré. Pour activer les modèles de viscosité non linéaire avec turbulence.

Entrez la commande suivante dans la console de commande et entrez yes lorsque vous y êtes invité. Sous matériau, définissez maintenant les propriétés du sang, en entrant la densité et en sélectionnant la loi de puissance non newtonienne dans la liste déroulante de viscosité. Compilez, j’utilise une fonction définie, contenant la vitesse sanguine transitoire et la pression vérifiant la ligne de commande pour toute erreur.

Maintenant, chargez l’UVF. Ceux-ci peuvent être appliqués à l’entrée et à la sortie. Activez le maillage dynamique, y compris le lissage, le remaillage et le solveur à six degrés de liberté, en définissant le paramètre de diffusion 1,5 et les échelles maximales et minimales appropriées pour votre maillage.

Créez une nouvelle zone de maillage dynamique, spécifiez la paroi de la lumière et sélectionnez le couplage du système. Il s’agit de l’interface pour transmettre les données à la composante artérielle de la simulation. Créez les zones de maillage de formation pour l’entrée, la sortie et la lumière intérieure avec des valeurs appropriées pour l’échelle de maillage.

Souvent, des erreurs de volume de cellule négatives sont associées à ce maillage dynamique. Vérifiez donc soigneusement et ajustez les échelles de maillage si nécessaire, pour chaque région, assurez-vous que le couplage de vitesse de pression est réglé sur un couple et réglez la formulation transitoire et les schémas de discrétisation spatiale au second ordre. Dans les contrôles, entrez un nombre actuel de deux et définissez les critères de convergence résiduelle dans l’onglet Moniteurs.

Ici, nous avons utilisé la valeur de 1 ici pour les 5 cinq pour la continuité et un huit des moins six pour le reste. Pour définir une fonction personnalisée pour des résultats tels que l’hélicité normalisée locale, sélectionnez des fonctions personnalisées, sous l’onglet Paramètres et personnalisation, puis insérez une nouvelle fonction. Utilisez la fenêtre contextuelle pour définir si nécessaire.

Dans l’onglet Exécuter le calcul, définissez le nombre de pas de fois sur 160 avec une taille de pas de temps de cinq millisecondes et un nombre d’itérations sur 300. Vérifiez que l’échantillonnage des données pour les statistiques de temps est activé et assurez-vous que les statistiques de paroi et les contraintes de cisaillement d’écoulement sont sélectionnées ainsi que notre fonction personnalisée précédemment définie. Créez une exportation de données dans les activités de calcul, en sélectionnant l’option compatible avec la publication CFD pour le post-traitement.

Si vous souhaitez traiter les résultats dans un logiciel distinct, ajustez le type d’exportation si nécessaire. Sélectionnez toutes les régions et les résultats que vous souhaitez exporter. Enfin, initialisez la simulation avec le schéma hybride.

Assurez-vous que les deux configurations d’influence structurelle sont connectées au couplage du système et mises à jour. Dans le couplage système, réglez l’heure de fin sur 0,8 seconde et l’horodatage sur 5 millisecondes, généralement entre 10 et 15 itérations comme suffisant à condition que les composants structurels et fluides convergent bien. Sélectionnez la paroi et l’interface solide parmi les composants fluide et structurel, respectivement, et modifiez un transfert, Ajustez la sous-relaxation ou la rampe de la force transférée du fluide à la structure pour aider à la convergence.

Lorsque vous êtes prêt à exécuter, cliquez sur Mettre à jour, les données de simulation telles que la convergence structurelle et fluide et leur convergence de transfert de données respective sont imprimées dans la console. Notez que les simulations FSI sont coûteuses en calcul, cette simulation prenant environ 11 jours sur une machine à 16 cœurs. Ici, nous nous sommes concentrés sur trois résultats biomécaniques importants, à savoir les contraintes de cisaillement des parois, les caractéristiques d’écoulement intraluminal à travers l’hélicité normalisée locale et la contrainte structurelle sous la forme de la contrainte effective de Von Mises.

Le stress pur est grandement motivé par la vitesse du sang. Comme nous pouvons le voir ici, cependant, une analyse plus détaillée du stress pur moyen dans le temps, l’indice de cisaillement solitaire, qui est une mesure de l’inversion de l’écoulement et des champs de vecteurs de stress sous-jacents, pourrait être plus informative cliniquement, en particulier en recherchant des régions d’attraction, qui pourraient attirer des monocytes et conduire à la croissance de la plaque. Nous pouvons en outre visualiser les schémas d’écoulement héliaque dans toute la lumière avec une hélicité normalisée locale pour aider à conceptualiser le lien entre les structures d’écoulement hélicoïdal et la croissance de la plaque.

Enfin, un stress de Von Mises plus élevé dans la paroi artérielle pourrait suggérer des zones de dysfonctionnement cellulaire ou des dommages dus à une augmentation de la charge ou suggérer des sites probables de rupture de la plaque, en particulier en raison de capuchons fibreux plus minces ou d’un stress intensifié au niveau des régions de l’épaule. Nous voyons également que le stress est entraîné par la flexion de l’artère et la contraction dans le capuchon fibreux proximal. Alors que le stress de distillation est entraîné par la pression artérielle Notre résultat, les simulations FSI sont particulièrement bien placées pour capturer.

Par comparaison avec l’imagerie de suivi. Nous constatons une diminution de la zone lumineuse dans la région distale de l’artère, qui est également associée à une augmentation de l’arc liquide total, suggérant une progression de la lésion. En comparaison, la région proximale voit une petite diminution de la zone lumineuse, mais une grande diminution de l’épaisseur du capuchon fibreux suggérant un passage à un phénotype plus vulnérable.

Ces régions ou progression ou régression peuvent ensuite être comparées à la simulation FSI de base en analysant les modèles de contrainte de cisaillement de guerre, d’écoulement intraluminal et de contraintes structurelles. Eh bien, cette méthodologie est présentée pour un seul cas. L’analyse sur des ensembles de données plus importants est acquise pour déterminer la signification statistique de toute corrélation.

Quelque chose que nous espérons que cette méthodologie pourra aider. dans cette méthode, nous avons décrit les étapes pour reconstruire et simuler biomécaniquement l’artère coronaire du patient, en utilisant des techniques d’interaction de la structure fluide. Nous avons décrit le processus d’extraction de la lumière, du lipide et des parois extérieures de l’OCT et de recréation de la forme tridimensionnelle, avant de décrire le processus de maillage, de définition des conditions aux limites et des domaines de couplage du système.

Et enfin, l’exécution des résultats de la simulation et du post-traitement. La traduction de nos caractéristiques d’écoulement intraluminal de stress pur, et de la réponse structurelle de l’artère à la moyenne clinique, a également été discutée en termes de progression de la lésion avec la biomécanique basée sur l’ISF, montrant le potentiel de présenter une image plus complète de l’état actuel et du pronostic d’un patient. Aujourd’hui, alors que la FSI est encore très en développement et coûteuse sur le plan informatique, nous pensons que le processus décrivant cette méthodologie peut être développé et utilisé pour aider à la prise de décision clinique entourant la progression de l’athérosclérose.