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

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.