Tomografia a coerenza ottica basata sull'analisi dell'interazione fluido-struttura biomeccanica della progressione dell'aterosclerosi coronarica

L'aterosclerosi è una delle principali cause di morte e morbilità globale, e la sua natura multifattoriale e complessa rende importante un approccio multidisciplinare per affrontarla. Ora, l'imaging è un potente strumento per analizzare la morfologia del nero, ma non può ancora darci una comprensione dei meccanismi sottostanti del lavoro. Ed è qui che entra in gioco la simulazione computazionale.

Da un punto di vista fluidodinamico, sappiamo che fattori come lo stress da taglio della parete nel flusso sanguigno bio possono influire sulla funzione delle cellule endoteliali e sui nuovi processi di trasporto coinvolti nella formazione dell'aterosclerosi. Ma per comprendere veramente la meccanica specifica del paziente, le tecniche di interazione della struttura fluida, o brevi episodiche, possono essere utilizzate per simulare l'interazione tra flusso sanguigno, meccanica delle arterie e funzione cardiaca generale. E questa metodologia presenta un approccio per fare proprio questo, ricostruendo e simulando bio meccanicamente l'arteria coronaria di un paziente dalla tomografia a coerenza ottica, o OCT in breve, e angiografia invasiva.

Abbiamo poi discusso anche i risultati della rilevanza clinica e i confronti per il follow-up dell'imaging. Ora, i fondamenti alla base della metodologia sono costruiti sui metodi degli elementi finiti e dei volumi finiti. E mentre qui dimostriamo il metodo di simulazione utilizzando il software commerciale, la procedura ANSYS può essere adattata a qualsiasi software o codice capace di episodi.

Abbina le immagini di base e di follow-up dello Strumento di personalizzazione di Selezione multipla, utilizzando punti di riferimento anatomici, come le biforcazioni e utilizzando immagini che iniziano immediatamente prossimali alla biforcazione più distale e distale alla biforcazione più prossimale. Le immagini tra questi punti di riferimento devono essere analizzate Caricare la prima immagine nel digitalizzatore e contrassegnare i punti centrali del catetere e i limiti per la scala. Esporta questi punti per utilizzarli in seguito, segna il bordo del lumen, partendo dalla stessa posizione in ogni immagine e assicurandoti di catturare le curve del lumen nel modo più accurato possibile.

Lascia un vuoto sugli artefatti poiché il processo di ricostruzione si interpolerà in queste regioni in una fase successiva. Esporta questi file in un formato di dati e ripeti questo per ogni immagine. Nel software dot-com, estrarre la parete esterna in regioni ad alta attenuazione, utilizzando parti visibili della membrana elastica esterna per adattarsi a un'ellisse, stimare la posizione della parete esterna, definire l'arco lipidico, calcolarlo al centroide del lume e cogliere lo spessore del cappuccio.

Questi saranno utilizzati per analizzare la progressione della lesione insieme all'area del lume. Quindi importare queste immagini sovrapposte nel digitalizzatore di immagini per selezionare i punti della parete esterna. Allo stesso modo per i lipidi selezionati, la superficie lipidica, partendo dalla stessa estremità del lipide in ogni caso, Caricare la prima immagine angiografica nel digitalizzatore di immagini, selezionare i bordi del catetere per ridimensionare l'immagine nei passaggi successivi.

E poi segna la linea centrale del catetere che inizia con il marcatore prossimale e si muove distalmente con punti uniformemente distanziati. Esportare i dati per adattare il formato. Ripetere questi passaggi per ogni immagine prima di eseguire il processo di ricostruzione della sezione trasversale.

In un software di modellazione 3d importare e generare le sezioni trasversali, un file alla volta, per creare un componente solido, selezionare tutte le curve e bloccarle insieme, assicurandosi che venga selezionato aggiungi congelato per generare un nuovo solido. Ora esegui questi passaggi per il lume, i lipidi e la parete esterna. Per sottrarre il lume e i lipidi dalla parete dell'arteria, creare un'operazione booleana e scegliere il corpo target come parete e i lipidi e la lumina come corpo utensile.

È importante condividere la tipologia tra la parete e i lipidi per garantire che i nodi mesh siano condivisi nei passaggi futuri. Per fare ciò, evidenziare la parete e i loro lipidi e fare clic con il pulsante destro del mouse per creare una parte. Per impostare le proprietà del materiale per l'arteria e il lipide inserire i dati di ingegneria e aggiungere un nuovo materiale chiamato densità di trascinamento dell'arteria e il modello a cinque parametri mooney Riverland e impostare i loro parametri.

Ripeti questo per il lipide e per il componente motorio, sopprimi la componente del lume e assegna i materiali precedentemente definiti all'arteria e ai solidi lipidici. La geometria ora deve essere meshed, impostare la preferenza fisica su meccanica non lineare e specificare il dimensionamento della mesh. Qui abbiamo utilizzato il mesh adattivo con la dimensione target di 0,14 millimetri.

Regolate le preferenze di mesh in base alle esigenze per ottenere valori ragionevoli dell'unità maschera. Qui miriamo ad almeno due o tre elementi di rete attraverso gli spazi vuoti, come il cappuccio fibroso. La generazione della mesh potrebbe richiedere del tempo a causa della geometria complessa.

Per le simulazioni FSI, attivare l'ora di uscita automatica e definire un passaggio secondario come uno e impostare l'ora di fine della simulazione. In questo caso 0,8 secondi, accoppiamento del sistema controlliamo il tempo e i passaggi secondari, impostiamo il tipo di risolutore sul controllo del programma per utilizzare il metodo diretto o iterativo. I metodi diretti sono più robusti, ma utilizzano una quantità significativa di memoria in più.

Impostate i riferimenti e il metodo di Newton su full. Specificate il dominio di accoppiamento del sistema come parete interna dell'arteria inserendo un'interfaccia solida fluida. Questo passerà i dati tra la struttura e il fluido in questa posizione.

Le condizioni al contorno di spostamento possono essere inserite come funzione di spostamento nella direzione X, Y e Z, applicate all'ingresso e alle uscite. Per facilitare la risoluzione degli errori nella scheda della soluzione, inserire i residui delle zattere Newton. Questi possono essere visualizzati se si verificano errori per trovare la geometria problematica o le posizioni della mesh.

Accedere alla scheda del modello, controllare le unità e sopprimere la parte arteriosa e lipidica. Guidare il dominio del fluido. Specifica le metriche della mesh e genera la mesh, controllando l'inclinazione e regolandola se necessario.

È buona norma utilizzare una maglia e una forma di dimensioni simili a quelle che abbiamo fatto nella parte strutturale sulle regioni in cui si verifica l'interazione del solido fluido. Creare selezioni di nomi per l'ingresso, l'uscita e la parete, da passare a fluente. Ora entra nella scheda di configurazione e assicurati che la doppia posizione sia abilitata.

Impostare il tipo di risolutore su base alla pressione e assicurarsi che il tempo sia impostato su transitorio. Abilita il modello di turbolenza viscosa K-Omega e abilita il trasporto dello stress puro e le correzioni a bassa risoluzione. Per abilitare modelli di viscosità non lineare con turbolenza.

Immettere il seguente comando nella console di comando e immettere yes quando richiesto. Sotto materiale, ora definisci le proprietà del sangue, inserendo la densità e selezionando la legge di potenza non newtoniana dall'elenco a discesa della viscosità. Compilare, uso una funzione definita, contenente la velocità transitoria del sangue e la pressione controllando la riga di comando per eventuali errori.

Ora carica l'UVF. Questi possono essere applicati all'ingresso e all'uscita. Abilitare la mesh dinamica, tra cui smoothing, re meshing e il risolutore a sei gradi di libertà, impostando il parametro di diffusione 1.5 e le scale massime e minime appropriate per la mesh.

Create una nuova zona mesh dinamica, specificate la parete del lumen e selezionate l'accoppiamento del sistema. Questa è l'interfaccia per passare i dati alla componente arteria della simulazione. Creare le zone di formatura della rete per l'ingresso, l'uscita e il lume interno con valori appropriati per la scala della rete.

Spesso a questa mesh dinamica sono associati errori negativi del volume delle celle. Quindi controllare attentamente e regolare le scale mesh se necessario, per ogni regione, assicurarsi che l'accoppiamento della velocità di pressione sia impostato per accoppiare e impostare la formulazione transitoria e gli schemi di discretizzazione spaziale al secondo ordine. Nei controlli immettere un numero corrente di due e impostare i criteri di convergenza residui nella scheda Monitor.

Qui, abbiamo usato il valore di 1 qui a 5 cinque per la continuità e un otto del meno sei per il resto. Per definire una funzione personalizzata per i risultati, ad esempio l'elicità normalizzata locale, selezionare funzioni personalizzate nella scheda Parametri e personalizzazione e inserire una nuova funzione. Utilizzare la finestra popup per definire se necessario.

Nella scheda Esegui calcolo impostare il numero di passaggi su 160 con una dimensione del passaggio temporale di cinque millisecondi e un numero di iterazioni su 300. Verifica che il campionamento dei dati per le statistiche temporali sia abilitato e assicurati che le statistiche delle pareti e le sollecitazioni di taglio del flusso siano selezionate, nonché la nostra funzione personalizzata precedentemente definita. Crea un'esportazione dei dati nelle attività di calcolo, selezionando l'opzione CFD post compatibile per la post-elaborazione.

Se si desidera elaborare i risultati in un software separato, regolare il tipo di esportazione in base alle esigenze. Selezionare tutte le regioni e i risultati che si desidera esportare. Infine, inizializzare la simulazione con lo schema ibrido.

Assicurarsi che entrambe le configurazioni dell'influenza strutturale siano collegate all'accoppiamento del sistema e aggiornate. Nell'accoppiamento del sistema, impostare il tempo di fine su 0,8 secondi e il timestamp su 5 millisecondi, generalmente tra 10 e 15 iterazioni come sufficiente a condizione che sia i componenti strutturali che quelli fluidi stiano convergendo bene. Selezionare la parete e l'interfaccia solida rispettivamente dai componenti fluidi e strutturali e modificare un trasferimento, regolare il sottorilevo o la rampa della forza trasferita dal fluido alla struttura per aiutare nella convergenza.

Quando si è pronti per l'esecuzione, fare clic su Aggiorna, i dati di simulazione come la convergenza strutturale e fluida e la rispettiva convergenza del trasferimento dei dati vengono stampati nella console. Si noti che le simulazioni FSI sono computazionalmente costose, con questa simulazione che richiede circa 11 giorni su una macchina a 16 core. Qui ci siamo concentrati su tre importanti risultati biomeccanici, vale a dire le sollecitazioni di taglio della parete, le caratteristiche del flusso intraluminale attraverso l'elicità normalizzata locale e le sollecitazioni strutturali sotto forma di stress efficace di Von Mises.

Lo stress puro è fortemente guidato dalla velocità del sangue. Come possiamo vedere qui, tuttavia, un'analisi più dettagliata dello stress puro medio temporale, l'indice di taglio solitario, che è una misura dell'inversione del flusso e dei campi vettoriali di stress sottostanti, potrebbe essere più clinicamente informativa, in particolare cercando regioni di attrazione, che potrebbero attirare monociti e portare alla crescita della placca. Possiamo visualizzare ulteriormente i modelli di flusso eliacale in tutto il lume con elicità normalizzata locale per aiutare a concettualizzare il legame tra le strutture del flusso elicoidale e la crescita della placca.

Infine, un maggiore stress di Von Mises nella parete dell'arteria potrebbe suggerire aree di disfunzione cellulare o danni dovuti all'aumento del carico o suggerire probabili siti di rottura della placca, in particolare a causa di cappucci fibrosi più sottili o lo stress si intensifica nelle regioni della spalla del pizzico. Vediamo anche che lo stress è guidato dalla flessione e dalla contrazione delle arterie nel cappuccio fibroso prossimale. Mentre lo stress di distillazione è guidato dalla pressione sanguigna Il nostro risultato, le simulazioni FSI sono posizionate in modo univoco per catturare.

Attraverso il confronto con l'imaging di follow-up. Vediamo una diminuzione dell'area del lume nella regione distale dell'arteria, che è anche associata ad un aumento dell'arco liquido totale, suggerendo la progressione della lesione. In confronto, la regione prossimale vede una piccola diminuzione dell'area del lume, ma una grande diminuzione dello spessore del cappuccio fibroso che suggerisce un passaggio a un fenotipo più vulnerabile.

Queste regioni o progressione o regressione possono quindi essere confrontate con la simulazione FSI di base analizzando i modelli nello stress da taglio di guerra, nel flusso intraluminale e nelle sollecitazioni strutturali. Bene, questa metodologia è presentata per un singolo caso. Vengono acquisite analisi su set di dati più grandi per determinare la significatività statistica di eventuali correlazioni.

Qualcosa che speriamo che questa metodologia possa aiutare. in questo metodo, abbiamo descritto i passaggi per ricostruire e simulare biomeccanicamente l'arteria coronaria del paziente, utilizzando tecniche di interazione della struttura fluida. Abbiamo descritto il processo di estrazione del lume, del lipide e delle pareti esterne dall'OCT e la ricreazione della forma tridimensionale, prima di descrivere il processo di meshing, impostando le condizioni al contorno e i domini di accoppiamento del sistema.

E infine, l'esecuzione dei risultati della simulazione e della post-elaborazione. La traduzione delle nostre caratteristiche di flusso intraluminale di puro stress e la risposta strutturale nell'arteria alla media clinica è stata discussa anche in termini di progressione della lesione con la biomeccanica basata su FSI, mostrando il potenziale per presentare un quadro più completo delle condizioni e della prognosi attuali di un paziente. Ora, mentre FSI è ancora molto in fase di sviluppo e metodo computazionalmente costoso, riteniamo che il processo che descrive questa metodologia possa essere ulteriormente costruito e utilizzato per aiutare il processo decisionale clinico che circonda la progressione dell'aterosclerosi.