Name: Optyczna tomografia koherentna Biomechaniczna analiza interakcji płyn-struktura progresji miażdżycy tętnic wieńcowych (Wideo) | JoVE Journal
Uploaded: 2022-01-15T15:00:00.000+00:00
Duration: 13 min 7 s
Description: Odkryj biomechaniczną analizę interakcji płyn-struktura w progresji miażdżycy tętnic wieńcowych. Metoda wykorzystuje optyczną tomografię koherentną do symulacji dynamiki tętnic i przewidywania progresji zmian miażdżycowych.

ai_agent_IP

ai_agent

maintenance

instantTrialDurationMinutes

isBiopharma

enableNewMyJoveSectionDesign

educationFeatures

seoMetaApi

ai_copilot_institution_blacklist

ai_chat_institution_blacklist

freeAccessWindow

ssoRoleCapture

scheduledMaintenanceBanner

joveLabsFeatures

disable_autoplay_for_bots

extended_trial_duration

5 minutes

Autorzy pragną podziękować za wsparcie udzielone przez Uniwersytet w Adelajdzie, Królewski Szpital Adelaide (RAH) oraz Południowoaustralijski Instytut Zdrowia i Badań Medycznych (SAHMRI). Badanie COCOMO-ACS jest badaniem zainicjowanym przez badaczy, finansowanym z grantów projektowych Narodowej Rady Zdrowia i Badań Medycznych (NHMRC) Australii (ID1127159) oraz Narodowej Fundacji Serca Australii (ID101370). H.J.C. jest wspierany przez stypendium Westpac Scholars Trust (stypendium Future Leaders) i potwierdza wsparcie ze strony University of Adelaide, School of Mechanical Engineering oraz stypendium Departamentu Edukacji, Umiejętności i Zatrudnienia Research Training Program (RTP). S.J.N. otrzymuje stypendium Principal Research Fellowship od NHMRC (ID1111630). P.J.P. otrzymuje stypendium Level 2 Future Leader Fellowship od National Heart Foundation of Australia (FLF102056) oraz stypendium Level 2 Career Development Fellowship od NHMRC (CDF1161506).

Autorzy nie mają żadnych sprzeczności do zadeklarowania w związku z przygotowaniem tego artykułu. S.J.N. otrzymał wsparcie badawcze od AstraZeneca, Amgen, Anthera, Eli Lilly, Esperion, Novartis, Cerenis, The Medicines Company, Resverlogix, InfraReDx, Roche, Sanofi-Regeneron i Liposcience oraz jest konsultantem dla AstraZeneca, Akcea, Eli Lilly, Anthera, Kowa, Omthera, Merck, Takeda, Resverlogix, Sanofi-Regeneron, CSL Behring, Esperion i Boehringer Ingelheim. P.J.P. otrzymał wsparcie badawcze od firmy Abbott Vascular, honoraria konsultingowe od firm Amgen i Esperion oraz honoraria prelegentów od firm AstraZeneca, Bayer, Boehringer Ingelheim, Merck Schering-Plough i Pfizer.

Wykorzystanie metod FSI do analizy biomechaniki naczyń wieńcowych jest wciąż rozwijającą się dziedziną, zarówno pod względem modelowania numerycznego, jak i wyników klinicznych. W tym miejscu opisaliśmy zarys konfiguracji specyficznej dla pacjenta analizy FSI, opartej na metodach elementów skończonych/objętości skończonej, z wykorzystaniem OCT i obrazowania angiograficznego. Podczas gdy metoda, którą tutaj opisujemy, wykorzystuje komercyjny solver elementów skończonych, procedurę tę można zastosować do dowolnego oprogram...

Choroba wieńcowa (CAD) jest najczęstszym rodzajem choroby serca i jedną z głównych przyczyn zgonów i obciążeń ekonomicznych na świecie1,2. W Stanach Zjednoczonych mniej więcej jeden na osiem zgonów przypisuje się CAD3,4, podczas gdy większość globalnych zgonów z powodu CAD obserwuje się obecnie w krajach o niskich i średnich dochodach5. Miażdżyca jest główną przyczyną tych zgonów, a pęknięcie lub erozja blaszki miażdżycowej prowadzi do niedrożności tętnic wieńcowych i ostrego zawału mięśnia sercowego (AMI)6. Nawet po rewaskularyzacji zmian wieńcowych u pacjentów występuje znaczne ryzyko nawrotu poważnych niepożądanych zdarzeń sercowo-naczyniowych (MACE) po AMI, głównie ze względu na jednoczesną obecność innych blaszek miażdżycowych, które również są podatne na pęknięcie7. Obrazowanie wewnątrzwieńcowe daje możliwość wykrycia tych blaszek wysokiego ryzyka8. Chociaż ultrasonografia wewnątrznaczyniowa (IVUS) jest złotym standardem oceny objętości płytki nazębnej, ma ograniczoną rozdzielczość do identyfikacji cech mikrostrukturalnych wrażliwej płytki nazębnej w przeciwieństwie do wysokiej rozdzielczości (10-20 μm) optycznej koherentnej tomografii (OCT). Wykazano, że cienka i zapalna włóknista czapeczka pokrywająca dużą pulę lipidów jest najważniejszą sygnaturą wrażliwej płytki nazębnej9 i najlepiej jest identyfikować i mierzyć za pomocą OCT spośród obecnie dostępnych metod obrazowania wewnątrzwieńcowego10. Co ważne, OCT jest również w stanie ocenić inne cechy blaszki miażdżycowej wysokiego ryzyka, w tym: łuk lipidowy; infiltracja makrofagów; obecność włókniaka cienkiej czapeczki (TCFA), która jest definiowana jako rdzeń bogaty w lipidy z leżącą nad nim cienką włóknistą czapeczką (<65 μm); nierówne zwapnienie; i mikrokanaliki płytki nazębnej. Wykrywanie OCT tych cech wysokiego ryzyka w płytkach niebędących winowajcami po AMI wiązało się z nawet 6-krotnym wzrostem ryzyka wystąpienia w przyszłości MACE11. Jednak mimo to zdolność angiografii i obrazowania OCT do przewidywania, które blaszki wieńcowe będą postępować i ostatecznie pękną lub ulegną erozji, jest ograniczona, z dodatnimi wartościami predykcyjnymi wynoszącymi tylko 20%-30%8. Ta ograniczona zdolność predykcyjna utrudnia podejmowanie decyzji klinicznych dotyczących tego, które blaszki niebędące winowajcami należy leczyć (np. poprzez stentowanie)7,12.
Oprócz czynników związanych z pacjentem i biologicznymi cechami płytki miażdżycowej, siły biomechaniczne w tętnicach wieńcowych są również ważnymi determinantami progresji i niestabilności blaszki miażdżycowej13. Jedną z technik, która może pomóc w kompleksowej ocenie tych sił, jest symulacja interakcji płyn-struktura (FSI)14. Naprężenie ścinające ścian (WSS), zwane również naprężeniem ścinającym śródbłonka, było tradycyjnym punktem centralnym badań nad biomechaniką wieńcową15, z ogólnym zrozumieniem, że WSS odgrywa rolę etiologiczną w powstawaniu miażdżycy16. Regiony o niskim WSS, głównie symulowane przy użyciu technik obliczeniowej dynamiki płynów (CFD), były związane z pogrubieniem błony wewnętrznej17, przebudową naczyń krwionośnych18 i przewidywaniem progresji zmiany chorobowej19 i przyszłym MACE20. Ostatnie postępy w tych analizach sugerują, że podstawowa topologia pola wektorowego WSS21 i jej wielokierunkowe cechy22, są lepszym predyktorem ryzyka miażdżycy niż sama magnituda WSS. Jednak WSS pozwala uchwycić tylko rzut oka na cały system biomechaniczny przy ścianie światła i podobnie jak w przypadku metod obrazowania, żadna metryka biomechaniczna nie jest w stanie wiarygodnie zidentyfikować cech miażdżycowych wysokiego ryzyka.
Kolejne wskaźniki okazują się potencjalnie ważne w tworzeniu się miażdżycy. Charakterystyka przepływu wewnątrzświetlnego23 są jednym z takich przykładów, z przepływem spiralnym, określonym ilościowo za pomocą różnych wskaźników24, sugerowanym jako odgrywający rolę miażdżycową poprzez tłumienie zaburzonych wzorców przepływu25,26. Chociaż techniki CFD mogą analizować te charakterystyki przepływu i przedstawiać szeroki zakres użytecznych wyników, nie uwzględniają podstawowych interakcji między przepływem krwi, strukturą tętnic i ogólnym ruchem serca. To uproszczenie systemu dynamicznego do sztywnej ściany pomija potencjalnie krytyczne wyniki, takie jak naprężenia włóknistej czapy. Podczas gdy debata zarówno za, jak i przeciw potrzebie FSI w stosunku do CFD trwa27,28,29, wiele porównań pomija wpływ funkcji komór. To ograniczenie można przezwyciężyć za pomocą FSI, który wykazał, że dynamiczne zginanie i ściskanie wywierane na tętnicę poprzez wpływ funkcji komory może znacząco wpływać na naprężenia strukturalne blaszki miażdżycowej i tętnicy, a także na wskaźniki przepływu, takie jak WSS30,31,32. Jest to ważne, ponieważ naprężenia strukturalne są również kluczowym wskaźnikiem do analizy i przewidywania pęknięcia płytki nazębnej33,34 i zasugerowano, aby znajdowały się w tym samym miejscu, w których występuje wzrost płytki nazębnej14,35. Uchwycenie tych interakcji pozwala na bardziej realistyczne odwzorowanie środowiska wieńcowego i potencjalnych mechanizmów progresji choroby.
Odnosząc się do tego, tutaj opisujemy proces tworzenia geometrii specyficznej dla pacjenta na podstawie obrazowania OCT36 oraz konfiguracji i uruchomienia symulacji FSI tętnicy przy użyciu komercyjnego solvera elementów skończonych. Proces ręcznego usuwania światła, lipidu i zewnętrznej ściany tętnicy jest szczegółowo opisany przed trójwymiarową obliczeniową rekonstrukcją tętnicy pacjenta. Przedstawiamy konfigurację symulacji, sprzężenie i proces porównywania parametrów wyjściowych i kontrolnych obrazowania OCT w celu określenia progresji zmiany. Na koniec omawiamy przetwarzanie końcowe wyników numerycznych i sposób, w jaki te dane mogą mieć znaczenie kliniczne, porównując wyniki biomechaniczne z progresją/regresją zmiany. Ogólna metoda została zademonstrowana na niezawinionych, łagodnie stonotycznych, bogatych w lipidy blaszkach miażdżycowych w prawej tętnicy wieńcowej (RCA) 58-letniego mężczyzny rasy kaukaskiej, u którego wystąpił ostry zawał mięśnia sercowego bez uniesienia odcinka ST w warunkach nadciśnienia tętniczego, cukrzycy typu 2, otyłości (BMI 32,6) i przedwczesnej choroby wieńcowej w wywiadzie rodzinnym. Podczas pierwszego przyjęcia wykonano koronarografię i obrazowanie OCT, a następnie 12 miesięcy później w ramach trwającego badania klinicznego (badanie COCOMO-ACS ACTRN12618000809235). Przewidujemy, że technika ta może być dalej udoskonalana i wykorzystywana do identyfikacji blaszek wieńcowych, które są narażone na wysokie ryzyko progresji.

<table><tbody><tr><td>ANSYS Workbench (wersja 19.0)</td><td>ANSYS</td><td></td><td>Komercyjny solver elementów skończonych</td></tr><tr><td>MATLAB (wersja 2019b)</td><td>Mathworks</td><td></td><td>Komercyjna platforma programistyczna</td></tr><tr><td>MicroDicom/</td><td>ImageJ MicroDicom/ImageJ</td><td></td><td>Czytnik DICOM Open Source</td></tr><tr><td>Visual Studio (wersja 2019)</td><td>Zintegrowane środowisko programistyczne</td> <td>Microsoft</td><td></td> Commercial</tr></tbody></table>

optyczna tomografia koherentna biomechaniczna analiza interakcji płyn-struktura progresji miażdżycy tętnic wieńcowych

Optical Coherence Tomography Based Biomechanical Fluid-Structure Interaction Analysis of Coronary Atherosclerosis Progression

W tym artykule przedstawiamy kompletny przebieg pracy do analizy biomechanicznej blaszki miażdżycowej w naczyniach wieńcowych. Ponieważ miażdżyca jest jedną z głównych przyczyn globalnej śmiertelności, zachorowalności i obciążenia ekonomicznego, potrzebne są nowe sposoby analizy i przewidywania jej postępu. Jedną z takich metod obliczeniowych jest wykorzystanie interakcji płyn-struktura (FSI) do analizy interakcji między przepływem krwi a domenami tętnic/blaszki miażdżycowej. W połączeniu z obrazowaniem in vivo, podejście to można dostosować do każdego pacjenta, pomagając w różnicowaniu stabilnych i niestabilnych blaszek miażdżycowych. Przedstawiono proces trójwymiarowej rekonstrukcji z wykorzystaniem wewnątrznaczyniowej optycznej koherentnej tomografii (OCT) oraz inwazyjnej koronarografii (ICA). Ekstrakcja warunków brzegowych dla symulacji, w tym replikacja trójwymiarowego ruchu tętnicy, jest omawiana przed przeprowadzeniem konfiguracji i analizy w komercyjnym solverze elementów skończonych. Przedstawiono procedurę opisu wysoce nieliniowych właściwości hiperelastycznych ściany tętnicy i pulsującej prędkości/ciśnienia krwi wraz z ustawieniem sprzężenia systemu między tymi dwiema domenami. Demonstrujemy procedurę, analizując niewinowajcę, łagodnie stonotyczną, bogatą w lipidy płytkę miażdżycową u pacjenta po zawale mięśnia sercowego. Omówiono ustalone i pojawiające się markery związane z progresją blaszki miażdżycowej, takie jak odpowiednio naprężenie ścinające ściany i miejscowa znormalizowana helika, i związane z odpowiedzią strukturalną w ścianie tętnicy i blaszce miażdżycowej. Na koniec przekładamy wyniki na potencjalne znaczenie kliniczne, omawiamy ograniczenia i nakreślamy obszary do dalszego rozwoju. Metoda opisana w tym artykule jest obiecująca jako pomoc w określeniu miejsc zagrożonych progresją miażdżycy, a tym samym może pomóc w radzeniu sobie ze znaczną śmiertelnością, zachorowalnością i obciążeniem ekonomicznym miażdżycy.

Przedstawiono reprezentatywne wyniki zarówno dla uznanych, jak i nowych biomechanicznych markerów progresji miażdżycy. Uznane wskaźniki, takie jak WSS oraz wyniki pochodne WSS (w tym średnio-czasowe naprężenie ścinające przy ścianie (TAWSS) i wskaźnik ścinania oscylacyjnego (OSI)), są zwizualizowane na Rysunku 10. Naprężenie ścinające przy ścianie w cyklu sercowym jest w dużej mierze determinowane przez prędkość krwi, jednak geometria tętnicy oraz jej ruch/skurcz odgrywają istotną rolę w jeg...

Istnieje potrzeba określenia, które zmiany miażdżycowe będą postępować w unaczynieniu wieńcowym, aby kierować interwencją przed wystąpieniem zawału mięśnia sercowego. W tym artykule przedstawiono biomechaniczne modelowanie tętnic za pomocą optycznej tomografii koherentnej przy użyciu technik interakcji płyn-struktura w komercyjnym solverze elementów skończonych, aby pomóc przewidzieć tę progresję.

Optyczna tomografia koherentna Biomechaniczna analiza interakcji płyn-struktura progresji miażdżycy tętnic wieńcowych

In this paper, we present a complete workflow for the biomechanical analysis of atherosclerotic plaque in the coronary vasculature. With atherosclerosis ...

Miażdżyca jest jedną z głównych przyczyn zgonów i zachorowalności na świecie, a jej wieloczynnikowy i złożony charakter sprawia, że ważne jest multidyscyplinarne podejście do jej zwalczania. Obrazowanie jest potężnym narzędziem do analizy morfologii czarnej, ale nie może jeszcze dać nam zrozumienia mechanizmów leżących u podstaw tej pracy. I tu właśnie wkracza symulacja obliczeniowa.Z punktu widzenia dynamiki płynów wiemy, że czynniki takie jak naprężenie ścinające ścianę w bioprzepływie krwi mogą wpływać na funkcję komórek śródbłonka i nowe procesy transportowe zaangażowane w powstawanie miażdżycy. Aby jednak naprawdę zrozumieć specyficzną mechanikę pacjenta, techniki interakcji ze strukturą płynu lub epizodyczne zwarcie można wykorzystać do symulacji interakcji między przepływem krwi, mechaniką tętnic i ogólną funkcją serca. Ta metodologia przedstawia podejście, aby to zrobić, poprzez rekonstrukcję i biomechaniczną symulację tętnicy wieńcowej pacjenta za pomocą optycznej koherentnej tomografii lub w skrócie OCT i inwazyjnej angiografii.Następnie omówiliśmy również wyniki dotyczące znaczenia klinicznego i porównań w celu kontynuacji obrazowania. Obecnie podstawy tej metodologii opierają się na metodach elementów skończonych i objętości skończonej. I chociaż demonstrujemy tutaj metodę symulacji przy użyciu komercyjnego oprogramowania, procedura ANSYS może być dostosowana do dowolnego oprogramowania lub kodów obsługujących epizody.Dopasuj linię wyjściową i kontrolne obrazy OCT, używając anatomicznych punktów orientacyjnych, takich jak bifurkacje i używając obrazów zaczynających się bezpośrednio proksymalnie do najbardziej dystalnego rozwidlenia i dystalnie do najbardziej proksymalnego rozwidlenia. Obrazy między tymi punktami orientacyjnymi mają zostać przeanalizowane Załaduj pierwszy obraz do digitizera i zaznacz punkty środkowe cewnika oraz granice skali. Wyeksportuj te punkty, aby użyć ich później, zaznacz krawędź światła, zaczynając od tego samego miejsca na każdym obrazie i upewniając się, że uchwyciłeś krzywe światła tak dokładnie, jak to możliwe.Pozostaw lukę w artefaktach, ponieważ proces rekonstrukcji będzie interpolował w tych regionach na późniejszym etapie. Wyeksportuj te pliki do formatu danych i powtórz to dla każdego obrazu. W oprogramowaniu dot-com wyodrębnij zewnętrzną ścianę w obszarach o wysokim tłumieniu, używając widocznych części zewnętrznej elastycznej membrany do dopasowania elipsy, aby oszacować położenie zewnętrznej ściany, zdefiniuj łuk lipidowy, oblicz go do środka ciężkości światła i zerwij grubość nasadki.Zostaną one wykorzystane do analizy progresji zmiany wraz z powierzchnią światła. Następnie zaimportuj te nałożone obrazy do digitizera obrazu, aby wybrać zewnętrzne punkty ściany. Podobnie w przypadku wyboru lipidów, powierzchnia lipidu, zaczynając od tego samego końca lipidu w każdym przypadku, załaduj pierwszy obraz angiograficzny do digitizera obrazu, wybierz krawędzie cewnika, aby przeskalować obraz w późniejszych krokach.A następnie zaznacz centralną linię cewnika zaczynającą się od znacznika proksymalnego i przesuwającą się dystalnie z równomiernie rozmieszczonymi punktami. Eksportuj dane, aby dostosować format. Powtórz te kroki dla każdego obrazu przed przeprowadzeniem procesu rekonstrukcji przekroju poprzecznego.W oprogramowaniu do modelowania 3D zaimportuj i wygeneruj przekroje, po jednym pliku na raz, aby utworzyć komponent bryły, wybierz wszystkie krzywe i zablokuj je razem, upewniając się, że wybrano opcję Dodaj zamrożone, aby wygenerować nową bryłę. Teraz wykonaj te czynności dla światła, lipidów i ściany zewnętrznej. Aby odjąć światło i lipidy od ściany tętnicy, utwórz operację logiczną i wybierz ciało docelowe jako ścianę oraz lipidy i luminę jako korpus narzędzia.Ważne jest, aby udostępnić typologię między ścianą a lipidami, aby zapewnić, że węzły siatki będą współdzielone w przyszłych krokach. Aby to zrobić, podświetl ścianę i ich lipidy, a następnie kliknij prawym przyciskiem myszy, aby utworzyć część. Aby ustawić właściwości materiału dla tętnicy i lipidu, wprowadź dane inżynierskie i dodaj nowy materiał o nazwie Gęstość oporu tętnicy oraz pięcioparametrowy model Mooney Riverland i ustaw ich parametry.Powtórz to dla lipidu i składnika motorycznego, stłumić składową światła i przypisać wcześniej zdefiniowane materiały do tętnicy i lipidów stałych. Geometria musi teraz zostać umieszczona w siatce, ustawić preferencje fizyki na nieliniowe mechaniczne i określić rozmiar siatki. Tutaj użyliśmy siatki adaptacyjnej o docelowym rozmiarze 0,14 milimetra.Dostosuj preferencje siatki zgodnie z potrzebami, aby uzyskać rozsądne wartości jednostek maski. W tym przypadku dążymy do co najmniej dwóch do trzech elementów siatki w poprzek szczelin, takich jak włóknista nasadka. Generowanie siatki może zająć trochę czasu ze względu na złożoną geometrię.W przypadku symulacji FSI wyłącz automatyczne przeskakiwanie czasu i zdefiniuj krok podrzędny jako jeden oraz ustaw czas zakończenia symulacji. W tym przypadku 0,8 sekundy, sprzężenie systemowe kontrolujemy czas i podkroki, ustawiamy typ solvera na sterowanie programowe, aby użyć metody bezpośredniej lub iteracyjnej. Metody bezpośrednie są bardziej niezawodne, ale zużywają znacznie więcej pamięci.Ustaw referencje Newtona i metodę na full. Określ domenę sprzężenia systemu jako wewnętrzną ścianę tętnicy, wstawiając interfejs płyn-ciało stałe. Spowoduje to przekazanie danych między strukturą a płynem w tym miejscu.Warunki brzegowe przemieszczenia można wprowadzić jako funkcję przemieszczenia w kierunku X, Y i Z, zastosowaną na wlocie i wylocie. Aby pomóc w rozwiązywaniu problemów z błędami, na karcie rozwiązania wstaw resztki tratw Newtona. Można je wyświetlić, jeśli wystąpią błędy w celu znalezienia kłopotliwej geometrii lub lokalizacji siatki.Wejdź w zakładkę modelu, sprawdź jednostki i stłum część tętniczą i lipidową. Prowadzenie domeny płynów. Określ metryki siatki i wygeneruj siatkę, sprawdzając skośność i dostosowując w razie potrzeby.Dobrą praktyką jest użycie siatki o podobnym rozmiarze i kształcie, jak to zrobiliśmy w części strukturalnej w obszarach, w których zachodzi interakcja płyn-ciało stałe. Utwórz wybory nazw dla wlotu, wylotu i ściany, które mają być przekazywane do języka Fluent. Teraz wejdź w zakładkę ustawień i upewnij się, że podwójna pozycja jest włączona.Ustaw typ solvera na oparty na ciśnieniu i upewnij się, że czas jest ustawiony na przejściowy. Włącz model turbulencji lepkiej K-Omega i włącz transport naprężeń czystych oraz poprawki o niskiej re. Aby włączyć nieliniowe modele lepkości z turbulencjami.Wprowadź następujące polecenie w konsoli poleceń i wprowadź yes po wyświetleniu monitu. W obszarze materiał zdefiniuj teraz właściwości krwi, wprowadzając gęstość i wybierając nienewtonowskie prawo potęgowe z listy rozwijanej lepkości. Kompiluję, używam zdefiniowanej funkcji, zawierającej przejściową prędkość krwi i ciśnienie, sprawdzając wiersz poleceń pod kątem ewentualnych błędów.Teraz załaduj UVF. Można je zastosować do wlotu i wylotu. Włącz siatkę dynamiczną, w tym wygładzanie, ponowne tworzenie siatki i solwer o sześciu stopniach swobody, ustawiając parametr dyfuzji 1.5 oraz odpowiednie skale maksymalne i minimalne dla siatki.Utwórz nową dynamiczną strefę siatki, określ ścianę światła i wybierz sprzężenie systemowe. Jest to interfejs do przekazywania danych do komponentu tętniczego symulacji. Utwórz strefy siatki formującej dla światła wlotowego, wylotowego i wewnętrznego z odpowiednimi wartościami dla skali siatki.Często ujemne błędy woluminu komórki są związane z tą siatką dynamiczną. Dlatego dokładnie sprawdź i w razie potrzeby dostosuj skale siatki, dla każdego regionu, upewnij się, że sprzężenie prędkości ciśnienia jest ustawione na sprzężenie i ustaw formułę przejściową i schematy dyskretyzacji przestrzennej na drugi porządek. W polu Kontrolki wprowadź bieżącą liczbę dwóch i ustaw kryteria zbieżności rezydualnej w zakładce monitory.W tym miejscu użyliśmy wartości 1 tutaj do 5 pięć dla ciągłości i jedna ósemka z minus sześć dla pozostałej. Aby zdefiniować funkcję niestandardową dla wyników, takich jak lokalna znormalizowana spiralność, wybierz opcję Funkcje niestandardowe na karcie Parametry i dostosowywanie, a następnie wstaw nową funkcję. Użyj wyskakującego okienka, aby zdefiniować w razie potrzeby.Na karcie uruchamiania obliczeń ustaw liczbę kroków na 160 z rozmiarem kroku czasu wynoszącym pięć milisekund i liczbą iteracji na 300. Sprawdź, czy próbkowanie danych dla statystyk czasowych jest włączone i upewnij się, że statystyki ścian i naprężenia ścinające przepływu są wybrane, a także nasza wcześniej zdefiniowana funkcja niestandardowa. Utwórz eksport danych w czynnościach obliczeniowych, wybierając opcję kompatybilną z postem CFD do przetwarzania końcowego.Jeśli chcesz przetwarzać wyniki w osobnym oprogramowaniu, dostosuj typ eksportu zgodnie z potrzebami. Wybierz wszystkie regiony i wyniki, które chcesz wyeksportować. Na koniec zainicjuj symulację za pomocą schematu hybrydowego.Upewnij się, że obie konfiguracje wpływu strukturalnego są połączone ze sprzężeniem systemu i zaktualizowane. W przypadku sprzężenia systemu ustaw czas zakończenia na 0,8 sekundy, a znacznik czasu na 5 milisekund, zwykle od 10 do 15 iteracji jako wystarczające, pod warunkiem, że zarówno składniki strukturalne, jak i płynne są dobrze zbieżne. Wybierz interfejs ściany i bryły odpowiednio z komponentów płynu i konstrukcji i edytuj przeniesienie, Dostosuj dolne rozluźnienie lub narastanie siły przenoszonej z płynu na strukturę, aby pomóc w zbieżności.Gdy wszystko będzie gotowe do uruchomienia, kliknij przycisk Aktualizuj, a dane symulacji, takie jak zbieżność strukturalna i płynna oraz odpowiednia zbieżność transferu danych, zostaną wydrukowane w konsoli. Należy pamiętać, że symulacje FSI są kosztowne obliczeniowo, a ta symulacja zajmuje około 11 dni na maszynie 16-rdzeniowej. Tutaj skupiliśmy się na trzech ważnych wynikach biomechanicznych, a mianowicie naprężeniach ścinających ściany, charakterystyce przepływu wewnątrzświetlnego przez lokalnie znormalizowaną spiralność oraz naprężeniu strukturalnym w postaci efektywnego naprężenia von Misesa.Sam stres jest w dużym stopniu napędzany przez prędkość krwi. Jak jednak możemy tutaj zobaczyć, bardziej szczegółowa analiza średniego naprężenia w czasie, wskaźnik pojedynczego ścinania, który jest miarą odwrócenia przepływu i leżących u jego podstaw czystych pól wektorów naprężeń, może być bardziej pouczająca klinicznie, szczególnie poprzez poszukiwanie regionów przyciągania, które mogą przyciągać monocyty i prowadzić do wzrostu blaszki miażdżycowej. Możemy dalej wizualizować wzorce przepływu heliakalnego w całym świetle z lokalną znormalizowaną spiralnością, aby pomóc w konceptualizacji związku między strukturami przepływu spiralnego a wzrostem płytki nazębnej.Wreszcie, wyższe naprężenie von Misesa w ścianie tętnicy może sugerować obszary dysfunkcji lub uszkodzenia komórek z powodu zwiększonego obciążenia lub sugerować prawdopodobne miejsca pęknięcia blaszki miażdżycowej, szczególnie z powodu cieńszych włóknistych czapek lub nasilania się stresu w obszarach barku wyrywanego. Widzimy również, że stres jest napędzany przez zginanie i kurczenie się tętnicy w proksymalnej czapce włóknistej. Podczas gdy stres destylacyjny jest napędzany przez ciśnienie krwi, nasz wynik, symulacje FSI są wyjątkowo dobrze przygotowane do uchwycenia.Poprzez porównanie z obrazowaniem kontrolnym. Obserwujemy zmniejszenie powierzchni światła w dystalnej części tętnicy, co jest również związane ze wzrostem całkowitego łuku płynu, co sugeruje progresję zmiany. Dla porównania, w regionie proksymalnym obserwuje się niewielkie zmniejszenie powierzchni światła, ale duży spadek grubości włóknistej czapeczki, co sugeruje przejście do bardziej wrażliwego fenotypu.Te regiony lub progresję lub regresję można następnie porównać z bazową symulacją FSI, analizując wzorce naprężeń ścinających podczas wojny, przepływu śródświetlnego i naprężeń strukturalnych. Otóż metodologia ta jest przedstawiona dla pojedynczego przypadku. Analiza na większych zbiorach danych jest pozyskiwana w celu określenia istotności statystycznej wszelkich korelacji.Mamy nadzieję, że ta metodologia może w tym pomóc. W tej metodzie opisaliśmy etapy rekonstrukcji i biomechanicznej symulacji tętnicy wieńcowej pacjenta przy użyciu technik interakcji ze strukturą płynu. Opisaliśmy proces ekstrakcji światła, lipidu i ścian zewnętrznych z OCT i odtworzenia trójwymiarowego kształtu, a następnie opisaliśmy proces tworzenia siatki, ustawiania warunków brzegowych i domen sprzężenia układów.I na koniec, uruchamianie wyników symulacji i przetwarzania końcowego. Przełożenie naszej charakterystyki przepływu śródświetlnego w postaci zwykłego stresu i odpowiedzi strukturalnej w tętnicy na średnią kliniczną zostało również omówione pod kątem progresji zmian za pomocą biomechaniki opartej na FSI, wykazując potencjał do przedstawienia pełniejszego obrazu aktualnego stanu i rokowania pacjenta. Teraz, gdy FSI jest wciąż bardzo rozwijającą się i kosztowną obliczeniowo metodą, uważamy, że proces opisujący tę metodologię może być dalej rozwijany i wykorzystywany do wspomagania podejmowania decyzji klinicznych dotyczących progresji miażdżycy.

optical-coherence-tomography-based-biomechanical-fluid-structure

Research

JoVE Journal

Bioengineering

Bioinżynieria

Rezerwa przepływu wieńcowego (CFR) jest przydatna do oceny zapotrzebowania tlenu w mięśniu sercowym i oceny ryzyka sercowo-naczyniowego. W badaniu tym ustanowiono krok po kroku metodę echokardiografii dopplerowskiej przezklatkowej (TTDE) do podłużnego monitorowania zmian CFR, mierzonych z tętnicy wieńcowej u myszy, pod eksperymentalnym przeciążeniem ciśnieniowym pasma aorty.

Ultradźwiękowa ocena przepływu w tętnicach wieńcowych i rezerwy przepływu wieńcowego przy użyciu modelu przeciążenia ciśnieniowego u myszy

Biofilmy mikrobiologiczne tworzą złożone architektury na skrzyżowaniach i rozwijają się w wysoce zależne od skali wzorce przestrzenne. W tym miejscu przedstawiamy eksperymentalny system (sprzętowy i programowy) do automatycznego pozyskiwania zestawów danych optycznej tomografii koherentnej (OCT) 3D. Ten zestaw narzędzi pozwala na nieinwazyjną i wieloskalową charakterystykę morfogenezy biofilmu w przestrzeni i czasie.

Zautomatyzowana optyczna tomografia koherentna 3D w celu wyjaśnienia morfogenezy biofilmu w dużych skalach przestrzennych

Ten protokół przedstawia zbiór sarkomerów, wapnia i makroskopowych danych geometrycznych z aktywnie kurczącego się trabecula serca ex vivo. Te równoczesne pomiary są możliwe dzięki integracji trzech modalności obrazowania.

Jednoczesne obrazowanie w jasnym polu, fluorescencji i optycznej koherentnej tomografii kurczących się beleczków serca ex vivo

Opracowaliśmy proces mechano-obrazowania do badania heterogenicznych strukturalnych i mechanicznych właściwości blaszek miażdżycowych. Rurociąg ten umożliwia korelację lokalnego dominującego kąta i dyspersji orientacji włókien kolagenowych, zachowania podczas pękania i odcisków palców naprężeń włóknistej tkanki płytki nazębnej.

Metoda badania korelacji między lokalną strukturą kolagenu a właściwościami mechanicznymi tkanki włóknistej blaszki miażdżycowej

Obrazy ultrasonograficzne in vivo cine pokazują ruch przekroju poprzecznego naczyń wieńcowych odpowiadający różnym warunkom obciążenia ciśnieniem. Opierając się na modelu elementów skończonych, zastosowano schemat iteracyjny w celu określenia specyficznych dla pacjenta właściwości mechanicznych tętnic wieńcowych in vivo, dopasowując ruch naczyń wieńcowych na podstawie modelu obliczeniowego i obrazów medycznych.

Wewnątrznaczyniowe podejście do modelowania elementów skończonych oparte na obrazach ultrasonograficznych do ilościowego określania in vivo właściwości mechanicznych ludzkiej tętnicy wieńcowej

Niniejszy artykuł przedstawia wszechstronną metodę tworzenia pierścieni tkankowych pochodzenia komórkowego poprzez samoorganizację komórkową. Komórki mięśni gładkich zasiane w pierścieniowatych studzienkach agarozowych agregują i kurczą się, tworząc wytrzymałe tkanki trójwymiarowe (3D) w ciągu 7 dni. Pierścienie tkankowe o skali milimetrowej nadają się do testów mechanicznych i służą jako podstawowe elementy do montażu tkanek.

Kierowana samoorganizacja komórkowa w celu wytwarzania pierścieni tkankowych pochodzenia komórkowego do analiz biomechanicznych i inżynierii tkankowej

Oftalmologia fotoakustyczna (PAOM), będąca modalnością obrazowania opartą na absorpcji optycznej, umożliwia uzupełniającą ocenę siatkówki w stosunku do obecnie dostępnych technologii obrazowania okulistycznego. Przedstawiamy zastosowanie PAOM zintegrowanego z optyczną koherencyjną tomografią w domenie widmowej (SD-OCT) do jednoczesnego multimodalnego obrazowania siatkówki u szczurów.

Zintegrowana fotoakustyczna oftalmoskopia i optyczna koherentna tomografia w dziedzinie widmowej

Implantacja autologicznych i allogenicznych przeszczepów kostnych stanowi akceptowane metody leczenia dużych ubytków kości twarzoczaszki. Jednak wpływ składu przeszczepu na wzajemne oddziaływanie między neowaskularyzacją, różnicowaniem komórek i tworzeniem kości jest niejasny. Przedstawiamy protokół obrazowania multimodalnego, którego celem jest wyjaśnienie współzależności angiogenezy i osteogenezy w pobliżu przeszczepu.

Tomografia komputerowa i obrazowanie optyczne sprzężenia osteogeneza-angiogeneza w celu oceny integracji autoprzeszczepów kości czaszki i alloprzeszczepów

Proponujemy protokół do badania transportu naładowanych i nienaładowanych cząsteczek przez chrząstkę stawową za pomocą niedawno opracowanych metod eksperymentalnych i numerycznych.

Eksperymentalny protokół elementów skończonych do badania transportu neutralnych i naładowanych substancji rozpuszczonych przez chrząstkę stawową

Celem tego protokołu jest wygenerowanie modelu złamania kompresyjnego kręgów związanego z osteoporozą u nagich szczurów, który może być oceniany in vivo za pomocą półautomatycznej ilościowej analizy strukturalnej opartej na mikrotomografii komputerowej.

Półautomatyczna ilościowa analiza strukturalna oparta na mikrotomografii komputerowej nagiego szczura Model złamania kręgów związanego z osteoporozą

Odkryj biomechaniczną analizę interakcji płyn-struktura w progresji miażdżycy tętnic wieńcowych. Metoda wykorzystuje optyczną tomografię koherentną do symulacji dynamiki tętnic i przewidywania progresji zmian miażdżycowych.

Optyczna tomografia koherentna Biomechaniczna analiza interakcji płyn-struktura progresji miażdżycy tętnic wieńcowych

Przeglądaj więcej filmów