Name: ヒト冠動脈のin vivo機械的特性を定量化するための血管内超音波画像ベース有限要素モデリングアプローチ (動画) | JoVE Journal
Uploaded: 2024-12-06T14:20:00.000+00:00
Duration: 6 min 18 s
Description: 学ぶ血管内超音波画像と有限要素モデリングを用いたヒト冠動脈のin vivo機械的特性定量化手法。患者特異的な診断と心血管バイオメカニクス研究への応用可能性を示す。

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in vivo IVUS画像や血圧データなどの匿名化された臨床データは、インフォームドコンセントを得て、東南大学中大病院のCAD患者から取得されました。サンプル患者は、患者特異的な冠状動脈血管の材料特性を定量化する方法を実証するために、中間冠状動脈アテローム性動脈硬化性病変に関する臨床研究の患者プールから選択された14。この研究は、東南大学中大病院の臨床研究倫理委員会によって承認されたプロトコル (承認番号: 2017ZDSYLL023-p01) に従って実施されました。
1. データの取得と処理
<ol><li>Cine IVUSおよびVH-IVUS画像取得<ol><li>冠動脈造影のガイダンスを使用して、IVUSカテーテルをアテローム性動脈硬化病変の遠位に配置し、近位側に引き戻します。途中でグレースケールIVUS画像を生成し、冠状血管の断面を視覚化します。</li>
		<li>高性能な20MHz、2.9Fプラチナカテーテルを搭載したIVUSイメージングシステムを使用して、CADで患者からアテローム性動脈硬化性プラークを伴う冠動脈セグメントのIVUS画像を取得します(図1)。</li>
		<li>IVUS 画像取得中に、事前に選択した病変部位でカテーテルを約 2 秒間一時停止して、シネ IVUS と呼ばれる一連の IVUS 画像を取得します。シネIVUS画像は、心周期にわたる特定のプラーク部位での動的な断面変化を明確に示していました。</li>
		<li>心電図上のRピークの瞬間に取得したIVUSフレームに基づいてVH-IVUS画像を生成し、イメージングシステムを使用してプラーク成分を色分けして視覚化します。 注:VH-IVUS画像は、アテローム性動脈硬化性プラークの4つの主要なプラーク成分の直感的なカラーマップを提供します:赤の脂質リッチ壊死コア(脂質)、白の石灰化、濃い緑色の線維性組織、薄緑色の線維性脂肪組織。</li>
		<li>VH-IVUSおよびシネIVUS画像をDICOM形式で保存し、オフライン分析を行います。</li>
	</ol></li>
	<li>画像のセグメンテーションと処理<ol><li>ビューアを使用してDICOMファイルを開き、 対応するシーケンス名 をダブルクリックして画像を開き、[ エクスポート]&gt;[画像のエクスポート ]をクリックして、各シネIVUSフレームまたはVH-IVUSフレームを個別の画像としてBMP形式で保存します。各 BMP イメージには、元の DICOM ファイルで示されているように、500 x 500 ピクセルが含まれています。</li>
		<li>シネ IVUS 画像をフレームごとに調べて、1 回の心周期中に事前に選択したプラーク部位で取得された連続フレームを見つけます。このサンプルプラーク部位では、1 回の心周期中に 26 個の cine IVUS フレームが生成されました。</li>
		<li>生成されたすべてのVH-IVUS画像を調べて、特定のプラークサイトで得られたVH-IVUS画像を見つけます。ここで使用したVH-IVUS画像は、1つの心周期のシネIVUSフレームから1つのIVUSフレームを使用して作成されました。</li>
		<li>ImageJソフトウェアを使用してVH-IVUS画像とCINEIVUS画像をセグメント化し、血管境界とプラーク成分境界の輪郭を取得します( 図1Cを参照)。<ol><li>「Straight &gt; Segmented Line」タブを選択し、シネIVUSおよびVH-IVUS画像上の内腔の輪郭、冠血管の外側境界、およびプラーク成分を手動で描きます。シネ IVUS 画像では、内腔と血管外縁の輪郭のみをセグメント化しますが、VH-IVUS 画像では、内腔、血管外境界、およびプラーク コンポーネントの境界の輪郭をセグメント化します。</li>
			<li>簡単にするために、有限要素モデルの生成には大きな脂質成分のみを保持し、小さな孤立した脂質成分は無視します。このプラークサンプルには脂質が1つだけ存在していました。「 イメージ&gt;オーバーレイ」&gt;「選択項目を追加 」タブを使用して、線引きされた輪郭を元の画像にオーバーレイします。</li>
			<li>「ROIマネージャーへ」メニューに移動して、等高線の管理、プロパティの調整、色と線幅の適切な値への設定を行い、視覚化を改善します。[プロパティ] タブを選択し、ストロークの色を別の色に設定し、線幅を幅で塗りつぶします。ここでは、ルーメン、外界、脂質の等高線の線の色をそれぞれ緑、青、赤に設定し、線幅を 3 に設定します。</li>
			<li>特定の輪郭を選択した後、コマンド バーから &gt;[選択範囲の編集] &gt; [スプラインに合わせる ] を使用して輪郭を滑らかにすると、滑らかな輪郭が得られます。この操作では、スプライン曲線フィッティング技術を使用して、輪郭を自動的に滑らかにします。</li>
			<li>「ファイル」&gt;「名前を付けて保存」&gt;「XY座標」タブをクリックして、ルーメン、外界、プラークコンポーネントなどの各輪郭の点座標を個別のtxtファイルに保存します。このファイルには、輪郭を構成する点の x 座標値と y 座標値が含まれており、単位はピクセルです。</li>
		</ol></li>
		<li>DICOM ファイルから cine IVUS および VH-IVUS 画像 (ピクセル サイズで表示) の各ピクセルの実際の物理サイズを記録します。ここで使用したIVUSデータの1ピクセルの実距離は0.002cmです。この情報は、ピクセルを単位とする点座標を、単位として cm を使用する実距離に変換するために使用されます。</li>
	</ol></li>
	<li>等高線データ処理<ol><li>Cine IVUS輪郭データ処理<ol><li>MATLAB を使用して、1 つの心周期のすべての cine IVUS 画像から内腔輪郭の txt ファイルを読み取ります。</li>
			<li>すべてのルーメン輪郭にピクセルサイズを掛けて、ルーメン輪郭の実際のサイズを取得します。</li>
			<li>すべてのルーメン輪郭のルーメン円周を計算し、拡張期と収縮期の状態をそれぞれ表す最大ルーメン円周(Cmax)と最小ルーメン円周(Cmin)を持つIVUSフレームを特定します。</li>
		</ol></li>
		<li>VH-IVUS輪郭データ処理<ol><li>VH-IVUS 画像から内腔、外界、およびプラーク成分の輪郭の txt ファイルを MATLAB で読み取ります。</li>
			<li>すべての輪郭にピクセル サイズを掛けて、すべての輪郭の実際のサイズを取得します。</li>
			<li>各コンターを等間隔の 100 個のポイントに再分割し、2D スムージングを実行して、古いコンターを置き換える新しい VH-IVUS コンター データを取得します。</li>
		</ol></li>
	</ol></li>
</ol>2. 有限要素モデル
<ol><li>冠動脈血管形状再建<ol><li>VH-IVUS輪郭のすべての点(ルーメン、外界、脂質を含む)にz座標値を加算し、すべての点にz = 0を設定して、3次元空間に1つの等高線層を作成します(図2)。</li>
		<li>VH-IVUS等高線のすべての点にz座標値を追加し、すべての点についてz = 0.05 cmをリセットすることにより、等高線の別のレイヤーを作成します。 注:これらの2つの等高線層は、VH-IVUSの等高線に固定0.05cmの層厚を追加することにより、薄層構造のみのモデルの3D冠状動脈血管形状を再構築します(図2)。</li>
	</ol></li>
	<li>有限要素メッシュの生成<ol><li>各レイヤーの重みが 1/3 と 2/3 のルーメンと外側の境界コンター (図 3A) を線形補間することにより、2 つの補助コンターを作成します。</li>
		<li>内腔/外側の境界を脂質輪郭上の最も近い点(図3Bの点AとBなど)または放射状の線で2つの補助輪郭に接続することにより、血管領域を8つの円周部分と3つの放射状部分(図3Bを参照)に分割します。</li>
		<li>レイヤー間のすべての点を直線で接続し、3 x 8 のボリュームで 3D 構造を形成します (図 3B)。六面体要素を使用して各ボリュームを分割し、有限要素メッシュ(図 3C)と異なる材料グループ(図 3D)を生成します。</li>
		<li>メッシュ解析を実行するには、解の変化が 5% になるまでメッシュ密度を 10% &lt;細分化します。</li>
	</ol></li>
	<li>材料特性の定義<ol><li>修正された異方性 Mooney-Rivlin 材料モデルを使用して、冠状血管壁の材料特性を記述します。冠状血管とプラーク成分は、超弾性、異方性、ほぼ非圧縮性、均質な材料であると仮定され、修正された異方性Mooney-Rivlin材料モデルのひずみエネルギー密度関数は次のとおりです。 <img alt="Equation 1" src="/files/ftp_upload/67573/67573eq01.jpg" style="margin: auto;">(1) <img alt="Equation 2" src="/files/ftp_upload/67573/67573eq02v2.jpg" style="margin: auto;">(2) <img alt="Equation 3" src="/files/ftp_upload/67573/67573eq03.jpg" style="margin: auto;">(3) ここで、I1 と I2 は、c = [cij] = XTX, X = [Xij] = [<img alt="Equation 6" src="/files/ftp_upload/67573/67573eq06.jpg" style="margin: auto;">], (Xi) は現在の位置、I4 = cij(nc)i(nc)j、nc は容器の円周方向の単位ベクトルです。 c1, c2、D1、D2、K1、K2 は、患者固有の材料パラメータでした。</li>
		<li>ex vivo 二軸試験結果、つまり c1 = −1,312.9 kPa、c2 = 114.7 kPa、D1 = 629.7 kPa、D2 = 2.0、K1 = 35.9 kPa、K2 = 23.5 に従って、患者固有の冠状血管の材料パラメータの初期値を割り当てます (図 4A-B)13,15。</li>
		<li>プラークコンポーネントが存在する場合は、材料のパラメータを割り当てます。より具体的には、脂質の場合、c1 = 0.5 kPa、c2 = 0、D1 = 0.5 kPa、およびD2 = 1.5;石灰化には、c1=920 kPa、c2=0、D1=360 kPa、およびD2=2.0を使用しました(図4B)16。 注:プラーク成分(脂質および石灰化)は、超弾性、等方性、およびほぼ非圧縮性であると仮定され、それらの機械的特性は、式(2)で与えられるひずみエネルギー密度関数を使用して等方性ムーニー-リブリン材料モデルによって記述されました。</li>
	</ol></li>
	<li>支配方程式と境界条件の設定<ol><li>運動方程式、非線形 Cauchy-Green ひずみ-変位関係、冠動脈血管材料モデル11 を含む薄層構造のみモデルの支配方程式を定義します。</li>
		<li>ルーメン表面に患者固有の血圧波形を処方して、実際の生理学的状態をシミュレートします(図4C)。患者固有の血圧波形を取得するには、アームカフで測定した収縮期血圧と拡張期血圧の値を使用して、典型的な大動脈圧波形をスケーリングします(図4D)。</li>
	</ol></li>
</ol>3. 患者固有の冠動脈材料特性の有限要素モデルに基づく更新アプローチ
注:患者固有の冠状動脈材料特性を決定するための反復プロセスを 図5に示します。
<ol><li>VH-IVUS画像から再構成した冠状動脈形状を軸方向に95%の固定収縮率で、円周方向に収縮率(Sと表記)を初期98%として円周方向に縮小することにより、ゼロ圧力条件に対応する無負荷形状を計算モデルの初期形状として決定します。 注:VH-IVUS画像から再構築された冠状動脈形状は、内腔に血圧が規定され、つながれた遠位および近位冠動脈セグメントからの軸方向の伸張を伴う in vivo 条件下であったため、 in vivo 冠状動脈形状は、ゼロ圧力形状を得るために円周方向および軸方向に縮小する必要があります。</li>
	<li>軸方向の収縮率を 95% に固定し、次の手順で円周方向の収縮を更新します。</li>
	<li>冠状血管の患者固有の材料特性を割り当てるための材料比率 (k で示される) を次のように定義します: つまり、c1 = k*(-1,312.9) kPa、c2 = k*114.7 kPa、D1 = k*629.7 kPa、K1 = k*35.9 kPa、および固定 D2 = 2.0 および K2 = 23.5 です。 注:未知のパラメータ(Mooney-Rivlinモデルの円周収縮率Sと材料パラメータ)を決定するために、2つのデータポイント(拡張期血圧と収縮期血圧に対応する最小および最大ルーメン円周)のみが得られたため、冠状血管の in vivo 患者固有の材料特性がkとして表される材料比率の初期推定に比例すると仮定して、未知のパラメータの数を減らしました。 すなわち、c1 = k*(−1,312.9) kPa、c2 = k*114.7 kPa、D1 = k*629.7 kPa、K1 = k*35.9 kPa、D2 = 2.0、K2 = 23.5 は固定された。</li>
	<li>次の反復手順で、初期値 k を 1 に設定した k 値と円周方向の収縮率 S に更新します。</li>
	<li>ソフトウェアを実行して計算モデルを解き、数値結果を取得します。<ol><li>薄層構造のみのモデルを作成するためのすべてのコマンドを、MATLAB を使用してバッチ ファイル (補足ファイル 1) に書き込みます。</li>
		<li>このバッチファイルをアドバンストユーザーインターフェース(AUI)を使用してロードし、モデルを生成します(図6A)。 Data File/Solution をクリックして薄層構造のみのモデルを解き、.datファイルとして保存します(図 6C)。3 つの心周期をシミュレートし、最後の周期の解を採用して数値結果を表示します。</li>
		<li>ノード座標の結果をtxtファイルにエクスポートするには 、[List &gt; Value List &gt; Zone ]に移動し、[Coordinate to List]の下の[Variables to List]で X-POSITION、Y-POSITION、 および Z-POSITION を選択します。 「適用 して エクスポート 」をクリックして、座標結果をエクスポートします。</li>
		<li>拡張期および収縮期の圧力条件に対応するルーメンコンターデータを、ルーメン円周計算用の.txtファイルに保存します。</li>
	</ol></li>
	<li>拡張期血圧条件でのFEモデル(薄層構造のみモデル)で計算した内腔円周とin vivo cine IVUSデータ(Cmin)を比較し、相対誤差が&lt;1%であったか確認します。条件が満たされた場合は、次のステップに進むか、割線法を使用して材料比kを更新し、ステップ3.3に進んで再度実行します17,18。 注: 最初の反復では、割線法の代わりにニュートン法を使用して材料比率を更新しました。</li>
	<li>収縮期血圧条件でFEモデルによって計算されたルーメン周囲を in vivo cine IVUSデータ(Cmax)と比較し、相対誤差が&lt;1%であったかどうかを確認します。「はい」の場合は、反復手順を停止するか、円周収縮率 S を更新し、ステップ 3.4 にリダイレクトして再実行します。 注:最初の反復では、割線法の代わりにニュートン法を使用して円周収縮率を更新しました。</li>
	<li>最適な S 値と k 値を記録し、Mooney-Rivlin 材料モデルの対応する材料パラメータを計算します。</li>
	<li>冠状血管の円周方向および軸方向の応力-伸張比曲線をプロットします(図7)、次のように導き出すことができます。 <img alt="Equation 4" src="/files/ftp_upload/67573/67573eq04.jpg" style="margin: auto;">(4) ここで、σはコーシー応力、λは伸張率、i = c、aは円周方向と軸方向を表します。<ol><li>特定の方向にマテリアル曲線を描くには、他の方向のストレッチ率を 1 に固定します。円周方向と軸方向の実効ヤング率 (それぞれ YMc と YMa とラベル付け) を、伸張率間隔 [1.0, 1.1] での材料曲線のスケール関数の傾きとして計算し、冠状動脈13 の一般的な材料剛性を反映します。 <img alt="Equation 5" src="/files/ftp_upload/67573/67573eq05.jpg" style="margin: auto;">(5)</li>
	</ol></li>
	<li>プラーク応力/ひずみ分布をいつでも抽出し、収縮期および拡張期の節点分布と最大応力値を記録します(図8)。</li>
</ol>

<meta charset="utf8"></head><body> 冠動脈の機械的特性を定量化するためのIVUSベースの計算方法

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</ol>

<table><tbody><tr><td>&nbsp;Bee DICOMビューア&nbsp;</td><td>シノユニオンヘルスケア株式会社</td><td>バージョン3.5.1</td><td>DICOMイメージリーダーソフトウェア</td></tr><tr><td>ADINA&nbsp;</td><td>アディナR&D</td><td>バージョン9.0</td><td>有限要素ソル</td></tr><tr><td>バーImageJ&nbsp;</td><td>米国国立衛生</td><td></td>研究所(NIH)の<td>セグメント化されたIVUS等高線MATLAB</td></tr><tr><td></td><td>MathWorks&nbsp;</td><td>&nbsp;バージョンR2018a</td><td>商用プログラミングプラットフォーム</td></tr><tr><td>Volcano s5イメージングシステム</td><td>VolcanoCompany</td><td></td><td>血管内超音波イメージングシステム&nbsp;</td></tr></tbody></table>

ヒト冠動脈のin vivo機械的特性を定量化するための血管内超音波画像ベース有限要素モデリングアプローチ 

Intravascular Ultrasound Image-Based Finite Element Modeling Approach for Quantifying In Vivo Mechanical Properties of Human Coronary Artery

FEMBUA法について詳細に説明し、リアルタイムIVUSイメージング後の冠状動脈プラークの迅速なプラーク材料および応力分析を可能にし、プラークの in vivo 材料特性および生体力学的結果を決定できる。この冠状血管のMooney-Rivlin材料モデルの in vivo 材料パラメータを 表1に示します。冠状血管内の応力 / ひずみ分布を含む有限要素モデルのシミュレーション結果を 図 8にプロットします。結果の詳細な分析は以下の通りです。
この冠状血管の全プロセスを完了し、Cine IVUSおよびVH-IVUSの画像セグメンテーション、計算FEモデルの構築、材料特性を定量化するための反復手順の実行など、この冠状血管の in vivo 材料パラメータを取得するのに約2時間かかります。この方法は、迅速な臨床検査の要件を高い適時性で満たすことができます。
この冠状血管では、FEMBUA法に従って2つの量をk = 1.125およびS = 98%として決定しました。この冠状血管のMooney-Rivlin材料モデルの他の in vivo 材料パラメータを 表1に示します。円周方向と軸方向の両方の材料曲線を 図7にプロットします。両方向ともJ字型の材料曲線を示しており、伸張率が上昇した場合に組織剛性が増加する非線形の応力-伸張関係を示しています。直線は、これらの非線形材料曲線に適合するためのスケール関数であり、その傾きは有効ヤング率でした。この冠状血管のYMcとYMaは、それぞれ1055.41と1835.77kPaです。
冠状血管内の応力 / ひずみ分布を含む有限要素モデルのシミュレーション結果を 図 8にプロットします。収縮期血圧条件に対応する応力分布は、拡張期血圧条件よりも高くなります。また、局所的な応力集中は、血管の厚さが薄い領域や繊維状のキャップ領域で観察される可能性があります。プラーク破裂は線維性キャップと肩の領域で頻繁に発生することを考えると、これらの重要な領域のピーク応力とひずみの値を 表2で報告します。
メッシュ密度を徐々に増やしてメッシュ解析を実行し、メッシュが細かいほど解にわずかな変化がもたらされない場合は、メッシュの細分化が停止します。このモデルの要素 / 節点分布と応力結果を 補足表 1に示します。 この表は、より比較可能で詳細な結果を示しており、異なる要素番号を持つモデル間のわずかな違いを示しています。結果は、メッシュ密度を 4 回細分化した後、最大応力と最小応力の相対誤差が 5% 以内であることを示しています。FEMBUA法は反復的なプロセスを伴うため、計算コストを節約するために比較的低いメッシュ密度が採用されました。結果によると、現在のメッシュ量(要素番号 = 900)は要件を満たしており、応力結果にほとんど影響を与えていないことがわかります。
<img alt="Figure 1" class="xfigimg" src="/files/ftp_upload/67573/67573fig01.jpg"> 図1:Cine IVUSとVH-IVUSの取得と輪郭抽出。 (A)IVUSカテーテルの抜管方向とカテーテル一時停止部位(星印)でCine IVUS画像を取得します。(B)CminとCmaxの内腔円周を持つCine IVUSと対応するVH-IVUS画像。(C)IVUS輪郭抽出。 <a href="https://www.jove.com/files/ftp_upload/67573/67573fig01large.jpg" target="_blank">この図の拡大版を表示するには、ここをクリックしてください。</a>
<img alt="Figure 2" class="xfigimg" src="/files/ftp_upload/67573/67573fig02.jpg"> 図2:0.05cmの厚さで再構築された3D冠状血管形状。 <a href="https://www.jove.com/files/ftp_upload/67573/67573fig02large.jpg" target="_blank">この図の拡大版を表示するには、ここをクリックしてください。</a>
<img alt="Figure 3" class="xfigimg" src="/files/ftp_upload/67573/67573fig03.jpg"> 図3:薄スライス構造のみのモデルの有限要素メッシュ生成プロセス(A)2D平面上の等高線点。(B)メッシュ生成用の幾何学的線。(C)有限要素メッシュ。(D) 異なるマテリアルグループを生成した。<a href="https://www.jove.com/files/ftp_upload/67573/67573fig03large.jpg" target="_blank">この図の拡大版を表示するには、ここをクリックしてください。</a>
<img alt="Figure 4" class="xfigimg" src="/files/ftp_upload/67573/67573fig04.jpg"> 図4:冠状血管の計算的薄スライス構造のみのモデル。 このモデルには、材料特性の定義と境界条件の設定が含まれています。(A)冠状動脈内に異なる材料グループを設定します。(B) Ex vivo 冠状血管材料曲線。(C)境界条件荷重。(D)圧力曲線。 <a href="https://www.jove.com/files/ftp_upload/67573/67573fig04large.jpg" target="_blank">この図の拡大版を表示するには、ここをクリックしてください。</a>
<img alt="Figure 5" class="xfigimg" src="/files/ftp_upload/67573/67573fig05.jpg"> 図5:反復スキーム。 IVUS画像に基づいて冠状血管の in vivo プラーク材料特性を定量化する反復スキーム。 <a href="https://www.jove.com/files/ftp_upload/67573/67573fig05large.jpg" target="_blank">この図の拡大版を表示するには、ここをクリックしてください。</a>
<img alt="Figure 6" class="xfigimg" src="/files/ftp_upload/67573/67573fig06.jpg"> 図6:インターフェースを使用する。 ADINAソフトウェアの高度なユーザーインターフェースと関連操作。 <a href="https://www.jove.com/files/ftp_upload/67573/67573fig06large.jpg" target="_blank">この図の拡大版を表示するには、ここをクリックしてください。</a>
<img alt="Figure 7" class="xfigimg" src="/files/ftp_upload/67573/67573fig07.jpg"> 図7:マテリアルカーブ。 材料は、冠状血管の円周方向と軸方向に湾曲し、それらの効果的なヤング率推定。 <a href="https://www.jove.com/files/ftp_upload/67573/67573fig07large.jpg" target="_blank">この図の拡大版を表示するには、ここをクリックしてください。</a>
<img alt="Figure 8" class="xfigimg" src="/files/ftp_upload/67573/67573fig08.jpg"> 図8:冠状動脈血管の形状とシミュレーション結果の薄スライス構造のみのモデル。 この図には、拡張期および収縮期の圧力条件での応力分布雲マップが含まれています。(a) ノードが表示されます。(b)拡張期ストレス。(c)収縮期ストレス。カラーバーは応力値を示します。 <a href="https://www.jove.com/files/ftp_upload/67573/67573fig08large.jpg" target="_blank">この図の拡大版を表示するには、ここをクリックしてください。</a>
<table border="1" fo:keep-together.within-page="1" fo:keep-with-next.within-page="always"><tbody><tr><td rowspan="2">材料パラメータ</td>
			<td>S(%)</td>
			<td>C1(kPa)</td>
			<td>C2(kPa)</td>
			<td>D1(kPa)</td>
			<td>K1(kPa)</td>
			<td>YMa(kPa)</td>
			<td>YMc(kPa)</td>
		</tr><tr><td>98%</td>
			<td>-147.76</td>
			<td>12.91</td>
			<td>708.67</td>
			<td>40.4</td>
			<td>1055.41</td>
			<td>1835.77</td>
		</tr></tbody></table>表1:サンプルモデルの材料パラメータの参照値。
<table border="1" fo:keep-together.within-page="1" fo:keep-with-next.within-page="always"><tbody><tr><td colspan="2">拡張期血圧での時間</td>
			<td colspan="2">収縮期血圧での時間</td>
		</tr><tr><td>PWS(kPa)</td>
			<td>PWSnの</td>
			<td>PWS(kPa)</td>
			<td>PWSnの</td>
		</tr><tr><td>56.53</td>
			<td>0.05402</td>
			<td>64.51</td>
			<td>0.05402</td>
		</tr></tbody></table>表2:計算モデルからの臨界領域のピーク応力/ひずみ値。 略語:ピーク壁応力= PWS;ピーク壁ひずみ = PWSn. 応力単位:kPa
補足表1: 同じモデル内の異なるグリッド量の比較応力結果&gt; <a href="https://www.jove.com/files/ftp_upload/67573/Supplementary%20Table%201_RE.xlsx" target="_blank">このファイルをダウンロードするには、ここをクリックしてください。</a>
補足ファイル1:MATLABコード。<a href="https://www.jove.com/files/ftp_upload/67573/Supplementary%20File%20S1.zip" target="_blank">このファイルをダウンロードするには、ここをクリックしてください。</a>

Quantifying the mechanical properties of coronary arterial walls could provide meaningful information for the diagnosis, management, and treatment of ...

冠動脈の機械的特性を定量化することは、心血管の生体力学的研究において非常に重要です。ただし、冠状動脈体は通常、ex vivo冠状動脈組織と連携します。この研究では、特定の血管間超音波画像に基づいてin vivoで冠状動脈材料特性を定量化するための有限要素モデルベースの更新アプローチを紹介します。冠状血管壁の機械的特性を定量化するための現在の機械的アプローチ(平面血管試験や意図試験など)は、生体外で孤立した冠動脈組織でのみ機能します。このアプローチは、患者固有の安全性で冠状動脈の機械的特性を監視するのには適していません。導入された有限要素モデルベースの更新アプローチにより、患者固有の血管間超音波画像と血圧測定に基づいて、in vivoで冠動脈組織の材料特性を定量化できる可能性があります。まず、冠動脈疾患の患者からDICOM形式で取得した保存された仮想組織学血管内超音波(VH IVUS)画像とCine IVUS画像が保存されているフォルダにアクセスして、オフラインで分析します。ビューアを使用してDICOMファイルを開きます。対応するシーケンス名をダブルクリックして、画像を開きます。[エクスポート] を選択し、次に [エクスポート] 画像を選択して、各 Cine IVUS フレームと VH IVUS フレームを個別の BMP 画像として保存し、各画像の解像度が 500 から 500 ピクセルであることを確認します。次に、各 Cine IVUS 画像をフレームごとに調べて、1 回の心周期中に事前に選択したプラーク部位でキャプチャされた連続フレームを見つけます。生成されたすべてのVH IVUS画像を調べて、特定のプラークサイトで得られたVH IVUS画像を特定します。ImageJ ソフトウェアで、Cine IVUS 画像の場合は「直線」を選択し、続いて「セグメント化された線」タブを選択して、血管境界とプラーク成分境界の輪郭を描きます。次に、画像に移動し、オーバーレイを選択し、[選択の追加]をクリックして、トレースされた輪郭を元の画像にオーバーレイします。ROI マネージャーメニューを開いて、コンターを管理します。[プロパティ] タブで、緑、青、赤の色をルーメン、外側境界、脂質の等高線にそれぞれ 3 の線幅で割り当てます。各輪郭を選択し、コマンド バーから[編集]、[選択]、[フィット スプライン]をクリックして滑らかにします。次に、ファイルを順番に選択し、名前を付けて保存し、XY座標タブを使用して、ルーメン、外側境界、プラークコンポーネントを含む各輪郭の点座標を別のテキストファイルに保存します。VH IVUSおよびCine IVUS画像上で有限要素メッシュ生成を再構築するには、各層についてそれぞれ3分の1と3分の2の重みでルーメンと外側境界のコンターを線形補間することにより、2つの補助コンターを作成します。内腔と外側の境界を脂質輪郭の最も近い点に接続するか、放射状の線で2つの補助輪郭を接続することにより、血管領域を8つの円周方向部分と3つの放射状部分に分割します。次に、レイヤー間のすべての点を直線で接続して、3 x 8のボリュームで3次元構造を形成します。六面体要素を使用して各ボリュームを分割し、有限要素メッシュと異なる材料グループを生成します。次に、修正された異方性Mooney-Rivlin材料モデルを使用して、冠状血管壁の材料特性を定義します。内腔表面に患者固有の血圧波形を処方して、生理学的状態をシミュレートします。患者固有の血圧波形を取得するには、アームカフで測定した収縮期血圧と拡張期血圧の値で典型的な大動脈圧波形をスケーリングします。MATLAB を使用して、薄層構造のみのモデルを作成するために必要なすべてのコマンドをバッチ ファイルに書き込みます。高度なユーザーインターフェースを使用してバッチファイルをロードし、モデルを生成します。データファイルソリューションを選択してモデルを生成し、薄層構造のみのモデルを解いてdatファイルとして保存します。ノード座標の結果をTXTファイルにエクスポートするには、リスト、値リスト、ゾーンをナビゲートし、座標の下にリストする変数のX位置、Y位置、Z位置を選択します。[適用してエクスポート] をクリックして、座標結果をエクスポートします。Mooney-Rivlin材料モデルに基づく冠状血管のin vivo材料パラメータは2時間以内に決定され、このメソッドの効率と臨床使用への適合性が実証されました。材料特性の結果は、剛性係数が1.125、安定性係数が98%で、円周方向と軸方向の両方の材料曲線がJ形状を示しています。シミュレーションの結果、収縮期圧下では拡張期圧下よりも応力分布が高く、血管壁が薄い領域や線維性キャップの領域に局所的な応力集中が見られることが示された。

intravascular-ultrasound-image-based-finite-element-modeling-approach

Research

JoVE Journal

Engineering

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