Análise de interação biomecânica de fluido-estrutura biomecânica baseada em coerência óptica da progressão da aterosclerose coronária

A aterosclerose é uma das principais causas de morte e morbidade global, e sua natureza multifatorial e complexa faz uma abordagem multidisciplinar para enfrentá-la importante. Agora, a imagem é uma ferramenta poderosa para analisar a morfologia negra, mas ainda não pode nos dar uma compreensão dos mecanismos subjacentes do trabalho. E é aí que entra a simulação computacional.

Do ponto de vista da dinâmica dos fluidos, sabemos que fatores como o estresse da parede no fluxo sanguíneo do Inbio podem impactar a função celular endotelial e novos processos de transporte envolvidos na formação da aterosclerose. Mas para realmente entender a mecânica específica do paciente, técnicas de interação de estrutura de fluidos, ou curto episódico, podem ser usados para simular a interação entre fluxo sanguíneo, mecânica arterial e função cardíaca geral. E essa metodologia apresenta uma abordagem para fazer exatamente isso, reconstruindo e simulando bio mecanicamente a artéria coronária de um paciente a partir da tomografia de coerência óptica, ou OCT para angiografia curta e invasiva.

Também discutimos os resultados de relevância clínica e as comparações para o acompanhamento da imagem. Agora, os fundamentos por trás da metodologia são construídos sobre o elemento finito e métodos de volume finito. E enquanto demonstramos o método de simulação aqui usando o software comercial, o procedimento ANSYS pode ser adaptado a qualquer software ou códigos capazes de episódico.

Combine a linha de base e acompanhe as imagens de OCT, usando marcos anatômicos, como bifurcações e usando imagens que começam imediatamente proximal à bifurcação mais distal e distal à bifurcação mais proximal. As imagens entre esses marcos devem ser analisadas Carregue a primeira imagem no digitalizador e marque os pontos centrais do cateter e os limites para a escala. Exporte esses pontos para usar mais tarde, marque a borda do lúmen, partindo do mesmo local em cada imagem e tendo certeza de capturar as curvas do lúmen da forma mais precisa possível.

Deixe uma lacuna sobre os artefatos enquanto o processo de reconstrução interpolará essas regiões em um estágio posterior. Exporte esses arquivos para um formato de dados e repita isso para cada imagem. Em seu software ponto-com, extraia a parede externa em regiões de alta atenuação, usando partes visíveis da membrana elástica externa para caber uma elipse, para estimar a localização externa da parede, Defina o arco lipídico, calcule-a ao lumen centroid e tire a espessura da tampa.

Estes serão usados para analisar a progressão da lesão juntamente com a área do lúmen. Em seguida, importe essas imagens sobrepostas no digitalizador de imagem para selecionar os pontos externos da parede. Da mesma forma para os lipídios selecionarem, a superfície lipídica, partindo da mesma extremidade do lipídio em cada caso, Carregar a primeira imagem angiográfica no digitalizador de imagem, selecionar as bordas do cateter para dimensionar a imagem em etapas posteriores.

E então marque a linha central do cateter começando com o marcador proximal e movendo-se distally com pontos espaçados uniformemente. Exporte os dados para adaptar o formato. Repita estas etapas para cada imagem antes de realizar o processo de reconstrução da seção transversal.

Em um software de modelagem 3D importar e gerar as seções transversais, um arquivo de cada vez, para criar um componente sólido, selecionar todas as curvas e bloqueá-las juntas, garantindo que o adicionar congelado seja selecionado para gerar um novo sólido. Agora realize estes passos para o lúmen, lipídios e parede externa. Para subtrair o lúmen e lipídios da parede da artéria, crie uma operação booleana e escolha o corpo alvo como a parede e os lipídios e lumina como o corpo da ferramenta.

É importante compartilhar tipologia entre a parede e os lipídios para garantir que os nós de malha sejam compartilhados em etapas futuras. Para isso, destaque a parede e seus lipídios, e clique com o botão direito do mouse para criar uma peça. Para definir as propriedades do material para a artéria e lipídio insira dados de engenharia e adicione um novo material chamado arteria Arrastar densidade e o modelo de cinco parâmetros Mooney Riverland e definir seus parâmetros.

Repita isso para o lipídio e para o componente motor, suprimir o componente lúmen e atribuir os materiais previamente definidos para as artérias e sólidos lipídicos. A geometria agora precisa ser misturada, definir a preferência física para mecânica não linear e especificar o dimensionamento da malha. Aqui usamos malha adaptativa com o tamanho alvo de 0,14 milímetros.

Ajuste as preferências da malha conforme necessário para obter valores razoáveis da unidade de máscara. Aqui, buscamos pelo menos dois a três elementos de malha através de lacunas, como a tampa fibrosa. A geração da malha pode levar algum tempo devido à geometria complexa.

Para simulações de FSI, desligue o tempo automático saindo e defina um sub passo como um e defina o tempo final da simulação. Neste caso, 0,8 segundos, o acoplamento do sistema controla o tempo e as sub etapas, definimos o tipo de solucionador para o controle do programa para usar o método direto ou iterativo. Os métodos diretos são mais robustos, mas usam uma quantidade significativa de memória.

Coloque os árbitros newton e o método para cheio. Especifique o domínio de acoplamento do sistema como a parede interna da artéria inserindo uma interface sólida fluida. Isso passará dados entre a estrutura e o fluido neste local.

As condições de limite de deslocamento podem ser inseridas como uma função de deslocamento na direção X, Y e Z, aplicadas na entrada e saídas. Para auxiliar na solução de problemas, erros sob a inserção da guia de solução para resíduos de jangadas Newton. Estes podem ser visualizados se surgirem erros para encontrar a geometria problemática ou locais de malha.

Digite a aba do modelo, verifique as unidades e suprime a artéria e a parte lipídica. Liderando o domínio fluido. Especifique as métricas da malha e gere a malha, verificando a inclinação e ajustando se necessário.

É uma boa prática usar uma malha e forma de tamanho semelhante como fizemos na parte estrutural das regiões onde a interação sólida do fluido está ocorrendo. Crie seleções de nomes para a entrada, saída e parede, a serem passadas para fluentes. Agora, digite a guia de configuração e certifique-se de que a posição dupla esteja ativada.

Defina o tipo de solucionador para base de pressão e certifique-se de que o tempo seja definido para transitório. Habilite o modelo de turbulência viscosa K-Omega e permita o transporte de estresse e correções de baixa re. Para habilitar modelos de viscosidade não lineares com turbulência.

Digite o seguinte comando no console de comando e digite sim quando solicitado. Em material, agora defina as propriedades sanguíneas, entrando em densidade e selecionando a lei de poder não newtoniana da lista de desistência de viscosidade. Compile, uso uma função definida, contendo a velocidade sanguínea transitória e a pressão verificando a linha de comando para quaisquer erros.

Agora carregue o UVF. Estes podem ser aplicados na entrada e na tomada. Habilite a malha dinâmica, incluindo suavização, re malhação e seis graus de solucionador de liberdade, definindo o parâmetro de difusão 1.5 e as escamas máximas e mínimas apropriadas para sua malha.

Crie uma nova zona de malha dinâmica, especifique a parede do lúmen e selecione o acoplamento do sistema. Esta é a interface para passar dados para o componente artéria da simulação. Crie as zonas de malha formadora para o lúmen de entrada, saída e interior com valores apropriados para a escala de malha.

Muitas vezes erros de volume de células negativas estão associados a esta malha dinâmica. Por isso, verifique cuidadosamente e ajuste as balanças de malha, se necessário, para cada região, certifique-se de que o acoplamento da velocidade de pressão seja ajustado para acoplamento e ajuste os esquemas transitórios de formulação e discretização espacial para segunda ordem. Nos controles digite um número atual de dois e defina os critérios de convergência residual na guia monitores.

Aqui, usamos o valor de 1 aqui para os 5 cinco para continuidade e um oito dos menos seis para o restante. Para definir uma função personalizada para resultados como a helicidade normalizada local, selecione funções personalizadas, sob os parâmetros e a guia de personalização, e insira uma nova função. Use a janela pop-up para definir conforme necessário.

Na guia de cálculo de execução, defina o número de vezes passos para 160 com um tamanho de passo de tempo de cinco milissegundos e um número de iterações para 300. Verifique se a amostragem de dados para estatísticas de tempo está ativada e certifique-se de que as estatísticas de parede e os estresses da cisalhamento de fluxo sejam selecionados, bem como nossa função personalizada previamente definida. Crie uma exportação de dados em atividades de cálculo, selecionando a opção compatível com postagem cfd para pós-processamento.

Se desejar processar resultados em um software separado, ajuste o tipo de exportação conforme necessário. Selecione todas as regiões e os resultados que deseja exportar. Por fim, inicialize a simulação com o esquema híbrido.

Certifique-se de que ambas as configurações de influência estrutural estão conectadas ao acoplamento do sistema e atualizadas. No acoplamento do sistema, defina o tempo final para 0,8 segundos e o relógio para 5 milissegundos, geralmente entre 10 e 15 iterações como suficiente, desde que os componentes estruturais e fluidos estejam convergindo bem. Selecione a parede e a interface sólida a partir dos componentes fluidos e estruturais, respectivamente e edite uma transferência, Ajuste o em relaxamento ou rampa da força que está sendo transferida do fluido para a estrutura para auxiliar na convergência.

Quando estiver pronto para execução, clique na atualização, dados de simulação como convergência estrutural e fluida e sua respectiva convergência de transferência de dados são impressos no console. Observe que as simulações do FSI são computacionalmente caras, com esta simulação levando cerca de 11 dias em uma máquina de 16 núcleos. Aqui nos concentramos em três importantes resultados biomecânicos: tensões de cisalhamento de parede, características de fluxo intraluminal através da helicidade normalizada local e estresse estrutural na forma do estresse efetivo de Von Mises.

O estresse absoluto é muito impulsionado pela velocidade do sangue. Como podemos ver aqui, no entanto, uma análise mais detalhada do estresse médio, o índice de cisalhamento solitário, que é uma medida de reversão de fluxo e campos de vetores de estresse subjacentes, poderia ser mais clinicamente informativo, particularmente procurando regiões de atração, que poderiam atrair monócitos e levar ao crescimento de placas. Podemos visualizar ainda mais os padrões de fluxo heliacal em todo o lúmen com helicidade normalizada local para ajudar a conceituar a ligação entre estruturas de fluxo helicoidal e crescimento de placas.

Finalmente, o maior estresse de Von Mises na parede da artéria pode sugerir áreas de disfunção celular ou danos devido ao aumento do carregamento ou sugerir locais prováveis de ruptura da placa, particularmente devido a tampas fibrosas mais finas ou intensificações de estresse nas regiões do ombro arrancado. Também vemos que o estresse é impulsionado pela dobra da artéria e contração na tampa fibrosa proximal. Considerando que o estresse da destilação é impulsionado pela pressão arterial Nosso resultado, simulações de FSI são colocadas exclusivamente para capturar.

Através da comparação com a imagem de acompanhamento. Vemos uma diminuição na área de lúmen na região distal da artéria, o que também está associado a um aumento no arco líquido total, sugerindo a progressão da lesão. Em comparação, a região proximal vê uma pequena diminuição na área do lúmen, mas uma grande diminuição na espessura da tampa fibrosa sugerindo uma mudança para um fenótipo mais vulnerável.

Essas regiões ou progressão ou regressão podem então ser comparadas com a simulação de FSI de linha de base, analisando padrões em estresse de cisalhamento de guerra, fluxo intraluminal e tensões estruturais. Bem, esta metodologia é apresentada para um único caso. Análises em conjuntos de dados maiores são adquiridas para determinar a significância estatística de quaisquer correlações.

Algo que esperamos que essa metodologia possa ajudar. neste método, descrevemos os passos para reconstruir e simular biocanicamente a artéria coronária do paciente, usando técnicas de interação de estrutura fluida. Descrevemos o processo de extração do lúmen, do lipídio e das paredes externas de OUTUBRO e recriação da forma tridimensional, antes de descrever o processo de malha, definição de condições de limite e domínios de acoplamento do sistema.

E, finalmente, executando os resultados de simulação e pós-processamento. A tradução de nossas características de fluxo intraluminal de estresse e a resposta estrutural na artéria à média clínica também foi discutida em termos de progressão da lesão com biomecânica baseada em FSI, mostrando o potencial de apresentar um quadro mais completo, da condição atual e prognóstico do paciente. Agora, enquanto o FSI ainda está desenvolvendo e computacionalmente caro método, acreditamos que o processo que descreve essa metodologia pode ser ainda mais construído e usado para auxiliar a tomada de decisões clínicas em torno da progressão da aterosclerose.