Name: Abordagem de modelagem de elementos finitos baseada em imagem de ultrassom intravascular para quantificar propriedades mecânicas in vivo da artéria coronária humana (Vídeo) | JoVE Journal
Uploaded: 2024-12-06T14:20:00.000+00:00
Duration: 6 min 18 s
Description: Aprenda a quantificar propriedades mecânicas de artérias coronárias in vivo usando modelagem de elementos finitos baseada em imagens de ultrassom intravascular. Este método computacional permite avaliações específicas do paciente para diagnósticos cardiovasculares.

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Dados clínicos não identificados, incluindo imagens de IVUS in vivo e dados de pressão arterial, foram adquiridos de um paciente com DAC no Zhongda Hospital, Southeast University, com consentimento informado obtido. A amostra de pacientes foi selecionada a partir do grupo de pacientes de um estudo clínico sobre lesões ateroscleróticas coronarianas intermediárias para demonstrar o método de quantificação das propriedades materiais dos vasos coronários específicos do paciente14. O estudo foi conduzido seguindo o protocolo aprovado pelo Comitê de Ética em Pesquisa Clínica do Hospital Zhongda, Southeast University (número de aprovação: 2017ZDSYLL023-p01).
1. Aquisição e processamento de dados
<ol><li>Aquisição de imagens Cine IVUS e VH-IVUS<ol><li>Coloque o cateter IVUS distal à lesão aterosclerótica com a orientação de uma angiografia coronária e puxe-o de volta para o lado proximal. Gere imagens IVUS em escala de cinza ao longo do caminho para visualizar a seção transversal do vaso coronário.</li>
		<li>Use o sistema de imagem IVUS equipado com um cateter de platina 2,9F de 20 MHz de alto desempenho para adquirir imagens IVUS do segmento arterial coronário com placa aterosclerótica do paciente com DAC (Figura 1).</li>
		<li>Durante a aquisição da imagem de IVUS, pause o cateter no local da lesão pré-selecionado por aproximadamente 2 s para obter uma sequência de imagens de IVUS chamada cine IVUS. As imagens cine IVUS mostraram claramente as mudanças transversais dinâmicas no local da placa ao longo do ciclo cardíaco.</li>
		<li>Gere imagens VH-IVUS com base em quadros IVUS adquiridos no instante do pico R em eletrocardiogramas para visualizar os componentes da placa em forma codificada por cores usando o sistema de imagem. NOTA: As imagens VH-IVUS fornecem um mapa de cores intuitivo para quatro componentes-chave da placa na placa aterosclerótica: núcleo necrótico rico em lipídios (lipídio) em vermelho, calcificação em branco, tecido fibroso em verde escuro e tecido adiposo fibroso em verde claro.</li>
		<li>Salve imagens VH-IVUS e cine IVUS no formato DICOM para análise offline.</li>
	</ol></li>
	<li>Segmentação e processamento de imagens<ol><li>Abra arquivos DICOM usando o visualizador, clique duas vezes no Nome da sequência correspondente para abrir a imagem e clique em Exportar &gt; Exportar imagens para salvar cada quadro cine IVUS ou quadro VH-IVUS como uma imagem individual no formato BMP. Cada imagem BMP contém 500 x 500 pixels, conforme indicado pelo arquivo DICOM original.</li>
		<li>Examine a imagem cine IVUS quadro a quadro para encontrar os quadros consecutivos obtidos no local da placa pré-selecionada durante um ciclo cardíaco. Havia 26 quadros de cine IVUS gerados durante um ciclo cardíaco para este local de placa de amostra.</li>
		<li>Examine todas as imagens VH-IVUS geradas para encontrar a imagem VH-IVUS obtida no local da placa fornecida. As imagens VH-IVUS usadas aqui foram criadas usando um quadro de IVUS a partir dos quadros de cine IVUS em um ciclo cardíaco.</li>
		<li>Segmente imagens de VH-IVUS e cine IVUS usando o software ImageJ para obter os contornos dos limites dos vasos e dos componentes da placa (ver Figura 1C).<ol><li>Selecione a guia Linha reta &gt; segmentada e delineie manualmente os contornos do lúmen, o limite externo do vaso coronário e os componentes da placa em imagens cine IVUS e VH-IVUS. Para a imagem cine IVUS, segmente apenas os contornos do lúmen e do limite externo do vaso, enquanto para a imagem VH-IVUS, segmente os contornos do lúmen, limite externo do vaso e limites dos componentes da placa.</li>
			<li>Para simplificar, mantenha apenas grandes componentes lipídicos para gerar um modelo de elementos finitos e ignore componentes lipídicos pequenos e isolados. Apenas um lipídio estava presente nesta amostra de placa. Sobreponha os contornos delineados nas imagens originais usando a sobreposição de &gt; imagem &gt; a guia Adicionar seleção .</li>
			<li>Navegue até o menu To ROI Manager para gerenciar contornos, ajustar propriedades e definir cores e largura de linha para valores adequados para melhor visualização. Selecione a guia Propriedades , defina a cor do traçado para uma cor diferente e preencha a largura da linha na largura. Aqui, defina as cores da linha como verde, azul e vermelho para os contornos do lúmen, do limite externo e do lipídio, respectivamente, e a largura da linha como 3.</li>
			<li>Suavize contornos usando Editar &gt; seleção &gt; Ajustar spline na barra de comando depois de selecionar um contorno específico para obter um contorno suave. Esta operação utiliza técnicas de ajuste de curva spline para suavizar automaticamente os contornos.</li>
			<li>Clique em Arquivo &gt; Salvar como &gt; guia Coordenadas XY para salvar as coordenadas de ponto de cada contorno, como lúmen, limite externo e componente de placa, em um arquivo txt separado. Este arquivo contém os valores das coordenadas x e y dos pontos que constituem o contorno, com pixels como unidade.</li>
		</ol></li>
		<li>Registre o tamanho físico real de cada pixel em imagens cine IVUS e VH-IVUS (indicado como tamanho do pixel) do arquivo DICOM. A distância real de um pixel nos dados IVUS usados aqui é de 0,002 cm. Essas informações seriam usadas para converter as coordenadas do ponto com o pixel como unidade em distância real com cm como unidade.</li>
	</ol></li>
	<li>Processamento de dados de contorno<ol><li>Processamento de dados de contorno Cine IVUS<ol><li>Leia arquivos txt de contornos de lúmen de todas as imagens de cine IVUS em um ciclo cardíaco com MATLAB.</li>
			<li>Multiplique todos os contornos do lúmen pelo tamanho do pixel para obter o tamanho real dos contornos do lúmen.</li>
			<li>Calcule as circunferências do lúmen para todos os contornos do lúmen e identifique os quadros IVUS com circunferências de lúmen máxima (Cmax) e mínima (Cmin), representando condições diastólicas e sistólicas, respectivamente.</li>
		</ol></li>
		<li>Processamento de dados de contorno VH-IVUS<ol><li>Leia arquivos txt dos contornos dos componentes do lúmen, limite externo e placa da imagem VH-IVUS com MATLAB.</li>
			<li>Multiplique todos os contornos pelo tamanho do pixel para obter o tamanho real de todos os contornos.</li>
			<li>Divida novamente cada contorno em 100 pontos igualmente espaçados e execute a suavização 2D para obter novos dados de contorno VH-IVUS para substituir os antigos.</li>
		</ol></li>
	</ol></li>
</ol>2. Modelo de elementos finitos
<ol><li>Reconstrução da geometria do vaso coronário<ol><li>Crie uma camada de contornos no espaço tridimensional adicionando o valor da coordenada z para todos os pontos dos contornos VH-IVUS, incluindo lúmen, limite externo e lipídio, e defina z = 0 para todos os pontos (Figura 2).</li>
		<li>Crie outra camada de contornos adicionando o valor da coordenada z para todos os pontos dos contornos VH-IVUS e redefina z = 0,05 cm para todos os pontos. NOTA: Essas duas camadas de contornos reconstroem a geometria 3D do vaso coronário para o modelo somente de estrutura de camada fina, adicionando uma espessura de camada fixa de 0,05 cm aos contornos VH-IVUS (Figura 2).</li>
	</ol></li>
	<li>Geração de malha de elementos finitos<ol><li>Crie dois contornos auxiliares interpolando linearmente o lúmen e os contornos do limite externo com pesos 1/3 e 2/3 (Figura 3A) para cada camada.</li>
		<li>Divida a área do vaso em 8 partes circunferenciais e 3 partes radiais (ver Figura 3B) conectando o lúmen/limite externo ao ponto mais próximo no contorno lipídico (por exemplo, pontos A e B na Figura 3B) ou dois contornos auxiliares com linhas radiais.</li>
		<li>Conecte todos os pontos entre as camadas com linhas retas, formando uma estrutura 3D com 3 x 8 volumes (Figura 3B). Divida cada volume usando elementos hexaédricos para gerar a malha de elementos finitos (Figura 3C) e diferentes grupos de materiais (Figura 3D).</li>
		<li>Execute uma análise de malha refinando a densidade da malha em 10% até que as alterações nas soluções &lt; 5%.</li>
	</ol></li>
	<li>Definição de propriedade do material<ol><li>Use um modelo de material anisotrópico Mooney-Rivlin modificado para descrever as propriedades do material da parede do vaso coronário. Os vasos coronários e os componentes da placa foram considerados materiais hiperelásticos, anisotrópicos, quase incompressíveis e homogêneos, e a função de densidade de energia de deformação do modelo de material anisotrópico modificado de Mooney-Rivlin é: <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) onde I1 e I2 são o primeiro e o segundo invariantes do tensor de deformação de Cauchy-Green direito C definido como c = [cij] = XTX, X = [Xij] = [<img alt="Equation 6" src="/files/ftp_upload/67573/67573eq06.jpg" style="margin: auto;">], (Xi) era a posição atual (aj) era a posição original, I4 = cij(nc)i(nc)j, nc era o vetor unitário na direção circunferencial do vaso. c1, c2, D1, D2, K1 e K2 foram parâmetros de material específicos do paciente.</li>
		<li>Atribua os valores iniciais dos parâmetros do material para um vaso coronário específico do paciente de acordo com os resultados do teste biaxial ex vivo, ou seja, c1 = −1.312,9 kPa, c2 = 114,7 kPa, D1 = 629,7 kPa, D2 = 2,0, K1 = 35,9 kPa e K2 = 23,5 (Figura 4A-B)13,15.</li>
		<li>Atribua os parâmetros do material para o componente de placa, se houver. Mais especificamente, para lipídios, c1=0,5 kPa, c2=0, D1=0,5 kPa e D2=1,5; para calcificação, usamos c1=920 kPa, c2=0, D1=360 kPa e D2=2,0 (Figura 4B)16. NOTA: Os componentes da placa (lipídios e calcificação) foram considerados hiperelásticos, isotrópicos e quase incompressíveis, e suas propriedades mecânicas foram descritas pelo modelo isotrópico de material de Mooney-Rivlin com as funções de densidade de energia de deformação fornecidas na fórmula (2).</li>
	</ol></li>
	<li>Equações governantes e configuração de condições de contorno<ol><li>Defina as equações governantes para o modelo somente de estrutura de camada fina, que inclui equação de movimento, relação de deformação-deslocamento não linear de Cauchy-Green e modelo de material do vaso coronário11.</li>
		<li>Prescreva formas de onda de pressão arterial específicas do paciente na superfície do lúmen para simular condições fisiológicas reais ( Figura 4C ). Para obter formas de onda de pressão arterial específicas do paciente, dimensione uma forma de onda de pressão aórtica típica com valores de pressão sistólica e diastólica medidos pelo manguito de braço (Figura 4D).</li>
	</ol></li>
</ol>3. Abordagem de atualização baseada em modelo de elementos finitos para propriedades materiais da artéria coronária específicas do paciente
NOTA: O processo iterativo para determinar as propriedades do material coronário específico do paciente é ilustrado na Figura 5.
<ol><li>Determine a geometria sem carga correspondente à condição de pressão zero como a geometria inicial para o modelo computacional, encolhendo a geometria coronária reconstruída a partir da imagem VH-IVUS axialmente com uma taxa de encolhimento fixa de 95% e circunferencialmente com encolhimento circunferencial (denotado como S) inicialmente definido como 98%. NOTA: Como a geometria coronária reconstruída a partir da imagem VH-IVUS estava em condições in vivo com pressão arterial prescrita no lúmen e alongamento axial dos segmentos arteriais coronários distais e proximais amarrados, a geometria coronária in vivo deve encolher circunferencialmente e axialmente para obter a geometria de pressão zero.</li>
	<li>Fixe a taxa de encolhimento axial em 95% e atualize o encolhimento circunferencial durante as etapas a seguir.</li>
	<li>Defina a proporção de material (denotada como k) para atribuir as propriedades do material específicas do paciente do vaso coronário como: isto é, c1 = k*(−1.312,9) kPa, c2 = k*114,7 kPa, D1 = k*629,7 kPa, K1 = k*35,9 kPa e fixe D2 = 2,0 e K2 = 23,5. NOTA: Como apenas dois pontos de dados (circunferências mínima e máxima do lúmen correspondentes às pressões diastólica e sistólica) foram obtidos para determinar os parâmetros desconhecidos (taxa de encolhimento circunferencial S e parâmetros do material do modelo de Mooney-Rivlin), reduzimos o número de parâmetros desconhecidos assumindo que as propriedades do material específico do paciente in vivo do vaso coronário eram proporcionais à estimativa inicial com a proporção de material denotada como k: isto é, c1 = k*(−1.312,9) kPa, c2 = k*114,7 kPa, D1 = k*629,7 kPa, K1 = k*35,9 kPa, enquanto D2 = 2,0 e K2 = 23,5 foram fixos.</li>
	<li>Atualize o valor k definido para um valor inicial k de 1 junto com a taxa de encolhimento circunferencial S durante o procedimento iterativo a seguir.</li>
	<li>Execute um software para resolver o modelo computacional para obter os resultados numéricos.<ol><li>Escreva todos os comandos para criar o modelo somente de estrutura de camada fina em um arquivo em lote (Arquivo Suplementar 1) usando o MATLAB.</li>
		<li>Carregue esse arquivo em lote usando a AUI (interface de usuário avançada) para gerar o modelo (Figura 6A). Resolva o modelo somente de estrutura de camada fina clicando em Arquivo de Dados/Solução e salve-o como um arquivo .dat (Figura 6C). Simule três ciclos cardíacos e adote a solução no último ciclo para apresentar resultados numéricos.</li>
		<li>Exporte os resultados das coordenadas do nó para um arquivo txt navegando Lista &gt; Lista de valores &gt; Zona e selecionando X-POSITION, Y-POSITION e Z-POSITION em Variáveis a serem listadas em Coordenada. Clique em Aplicar e Exportar para exportar os resultados das coordenadas.</li>
		<li>Salve os dados de contorno do lúmen correspondentes às condições de pressão diastólica e sistólica em arquivos .txt para cálculos da circunferência do lúmen.</li>
	</ol></li>
	<li>Compare as circunferências do lúmen calculadas pelo modelo FE (modelo somente de estrutura de camada de corte fino) na condição de pressão diastólica com dados de cine IVUS in vivo (Cmin) e verifique se o erro relativo foi de &lt;1%. Se a condição foi atendida, vá para a próxima etapa ou atualize a proporção de material k usando o método secante e vá para a etapa 3.3 para executar novamente17,18. NOTA: No primeiro iterativo, o método de Newton foi usado para atualizar a proporção do material em vez do método secante.</li>
	<li>Comparar as circunferências do lúmen calculadas pelo modelo FE na condição de pressão sistólica com os dados de cine IVUS in vivo (Cmax) e verificar se o erro relativo foi de &lt;1%. Em caso afirmativo, interrompa o procedimento iterativo ou atualize a taxa de encolhimento circunferencial S e redirecione para a etapa 3.4 para executar novamente. NOTA: No primeiro iterativo, o método de Newton foi usado para atualizar a taxa de encolhimento circunferencial em vez do método secante.</li>
	<li>Registre os valores ideais de S e k e calcule os parâmetros de material correspondentes do modelo de material Mooney-Rivlin.</li>
	<li>Traçar as curvas circunferenciais e axiais da relação tensão-estiramento do vaso coronário (Figura 7), que podem ser derivadas da seguinte forma: <img alt="Equation 4" src="/files/ftp_upload/67573/67573eq04.jpg" style="margin: auto;">(4) onde σ representa a tensão de Cauchy, λ representa a razão de estiramento, i = c, a representa as direções circunferencial e axial.<ol><li>Para desenhar uma curva de material em uma direção específica, fixe a taxa de estiramento na outra direção para 1. Calcule o módulo de Young efetivo na circunferencial e axial (rotulados YMc e YMa, respectivamente) como a inclinação da função de escala da curva do material no intervalo da razão de estiramento [1,0, 1,1] para refletir a rigidez geral do material da artéria coronária13: <img alt="Equation 5" src="/files/ftp_upload/67573/67573eq05.jpg" style="margin: auto;">(5)</li>
	</ol></li>
	<li>Extraia as distribuições de tensão/deformação da placa a qualquer momento e registre a distribuição dos nós e os valores máximos de tensão durante as fases sistólica e diastólica (Figura 8).</li>
</ol>

<meta charset="utf8"></head><body> Método computacional baseado em IVUS para quantificar propriedades mecânicas coronárias

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<li>Masanori, K., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((In+vivo+quantitative+tissue+characterization+of+human+coronary+arterial+plaques+by+use+of+integrated+backscatter+intravascular+ultrasound+and+comparison+with+angioscopic+findings%5BTitle%5D)+AND+%22Circulation%22%5BJournal%5D)">In vivo quantitative tissue characterization of human coronary arterial plaques by use of integrated backscatter intravascular ultrasound and comparison with angioscopic findings.</a> Circulation. 105 (21), 2487-2492 (2002).</li>
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</ol>

<table><tbody><tr><td>&nbsp; Visualizador DICOM Bee</td><td>SinoUnion Saúde Inc.</td><td>Versão 3.5.1</td><td>Um software leitor de imagem DICOM</td></tr><tr><td>ADINA&nbsp;</td><td>Adina R & D</td><td>Versão 9.0</td><td>Solucionador de elementos finitos</td></tr><tr><td>ImageJ&nbsp;</td><td>Contornos IVUS segmentados</td> <td>do National Institutes of Health</td><td></td></tr><tr><td>MATLAB</td><td>MathWorks&nbsp;</td><td>&nbsp; Versão R2018a</td><td>Plataforma de programação comercial</td></tr><tr><td>Sistema de imagem Volcano s5 Volcano</td><td>Company</td><td></td><td>Sistema de imagem de ultrassom intravascular&nbsp;</td></tr></tbody></table>

abordagem de modelagem de elementos finitos baseada em imagem de ultrassom intravascular para quantificar propriedades mecânicas in vivo da artéria coronária humana 

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

Descrevemos em detalhes o método FEMBUA, que permite a análise rápida do material da placa e da tensão das placas coronárias após imagens de IVUS em tempo real e pode determinar as propriedades do material in vivo e os resultados biomecânicos das placas. Os parâmetros do material in vivo do modelo de material de Mooney-Rivlin para este vaso coronário são fornecidos na Tabela 1. Os resultados da simulação do modelo de elementos finitos, incluindo as distribuições de tensão/deformação no vaso coronário, são plotados na Figura 8. Uma análise detalhada dos resultados é a seguinte.
Leva cerca de 2 h para finalizar todo o processo e obter parâmetros de material in vivo para este vaso coronário, incluindo segmentação de imagens cine IVUS e VH-IVUS, construção do modelo computacional FE e execução do procedimento iterativo para quantificar as propriedades do material. Este método pode atender aos requisitos de exame clínico rápido com alta pontualidade.
Para este vaso coronário, as duas grandezas foram determinadas seguindo o método FEMBUA como k = 1,125 e S = 98%. Outros parâmetros de material in vivo do modelo de material de Mooney-Rivlin para este vaso coronário são fornecidos na Tabela 1. Suas curvas de material nas direções circunferencial e axial são plotadas na Figura 7. Ambas as direções exibiram uma curva de material em forma de J, indicando a relação tensão-estiramento não linear com o aumento da rigidez do tecido quando a taxa de estiramento foi elevada. As linhas retas eram as funções de escala para ajustar essas curvas de materiais não lineares, e suas inclinações eram os módulos de Young efetivos. O YMc e o YMa para este vaso coronário são 1055,41 e 1835,77 kPa, respectivamente.
Os resultados da simulação do modelo de elementos finitos, incluindo as distribuições de tensão/deformação no vaso coronário, são plotados na Figura 8. A distribuição de tensões correspondente às condições de pressão sistólica é maior do que a das condições de pressão diastólica. Além disso, a concentração de estresse local pode ser observada em regiões com espessura de vaso fino ou regiões de capa fibrosa. Como a ruptura da placa geralmente ocorre nas regiões da capa fibrosa e do ombro, os valores máximos de tensão e deformação nessas regiões críticas são relatados na Tabela 2.
Realizamos a análise da malha aumentando gradualmente a densidade da malha, e o refinamento da malha pararia se uma malha mais fina pudesse produzir mudanças insignificantes nas soluções. A distribuição de elementos/grelhas e os resultados de tensões para este modelo são apresentados na Tabela Suplementar 1. A tabela fornece resultados mais comparativos e detalhados, mostrando diferenças insignificantes entre modelos com diferentes números de elementos. Os resultados mostram que, após refinar a densidade da malha quatro vezes, os erros relativos de tensão máxima e mínima estão dentro de 5%. Como o método FEMBUA envolve um processo iterativo, uma densidade de malha relativamente baixa foi adotada para economizar custos computacionais. De acordo com os resultados, pode-se observar que a quantidade atual da malha (número de elementos = 900) atende aos requisitos e tem pouca influência nos resultados de tensões.
<img alt="Figure 1" class="xfigimg" src="/files/ftp_upload/67573/67573fig01.jpg"> Figura 1: Aquisição e extração de contorno de Cine IVUS e VH-IVUS. (A) Direção de retirada do cateter IVUS e local de pausa do cateter (marcado com uma estrela) para obter imagens Cine IVUS. (B) Cine IVUS com circunferências de lúmen de Cmin e Cmax e imagem VH-IVUS correspondente. (C) Extração de contornos de IVUS. <a href="https://www.jove.com/files/ftp_upload/67573/67573fig01large.jpg" target="_blank">Clique aqui para ver uma versão maior desta figura.</a>
<img alt="Figure 2" class="xfigimg" src="/files/ftp_upload/67573/67573fig02.jpg"> Figura 2: Geometria 3D reconstruída do vaso coronário com 0,05 cm de espessura. <a href="https://www.jove.com/files/ftp_upload/67573/67573fig02large.jpg" target="_blank">Clique aqui para ver uma versão maior desta figura.</a>
<img alt="Figure 3" class="xfigimg" src="/files/ftp_upload/67573/67573fig03.jpg"> Figura 3: Processo de geração de malha de elementos finitos para modelo somente de estrutura de fatia fina. (A) Pontos de contorno no plano 2D. (B) Linhas geométricas para geração de malha. (C) Malha de elementos finitos. (D) Gerou diferentes grupos de materiais. <a href="https://www.jove.com/files/ftp_upload/67573/67573fig03large.jpg" target="_blank">Clique aqui para ver uma versão maior desta figura.</a>
<img alt="Figure 4" class="xfigimg" src="/files/ftp_upload/67573/67573fig04.jpg"> Figura 4: Modelo computacional de estrutura de corte fino do vaso coronário. O modelo inclui a definição da propriedade do material e a configuração da condição de limite. (A) Defina diferentes grupos de materiais dentro da artéria coronária. (B) Curva de materiais de vasos coronários ex vivo. (C) Carga de condição de limite. (D) Curva de pressão. <a href="https://www.jove.com/files/ftp_upload/67573/67573fig04large.jpg" target="_blank">Clique aqui para ver uma versão maior desta figura.</a>
<img alt="Figure 5" class="xfigimg" src="/files/ftp_upload/67573/67573fig05.jpg"> Figura 5: Esquema iterativo. O esquema iterativo para quantificar in vivo as propriedades do material da placa dos vasos coronários com base em imagens de IVUS. <a href="https://www.jove.com/files/ftp_upload/67573/67573fig05large.jpg" target="_blank">Clique aqui para ver uma versão maior desta figura.</a>
<img alt="Figure 6" class="xfigimg" src="/files/ftp_upload/67573/67573fig06.jpg"> Figura 6: Use a interface. A interface de usuário avançada do software ADINA e operações relevantes. <a href="https://www.jove.com/files/ftp_upload/67573/67573fig06large.jpg" target="_blank">Clique aqui para ver uma versão maior desta figura.</a>
<img alt="Figure 7" class="xfigimg" src="/files/ftp_upload/67573/67573fig07.jpg"> Figura 7: Curvas de material. As curvas do material nas direções circunferencial e axial do vaso coronário e sua estimativa efetiva dos módulos de Young. <a href="https://www.jove.com/files/ftp_upload/67573/67573fig07large.jpg" target="_blank">Clique aqui para ver uma versão maior desta figura.</a>
<img alt="Figure 8" class="xfigimg" src="/files/ftp_upload/67573/67573fig08.jpg"> Figura 8: Modelo somente de estrutura de corte fino da geometria do vaso coronário e resultados simulados. A figura inclui o mapa de nuvens de distribuição de estresse em condições de pressão diastólica e sistólica. (a) Nós exibidos. (B) Estresse diastólico. (c) Estresse sistólico. A barra de cores indica o valor de tensão. <a href="https://www.jove.com/files/ftp_upload/67573/67573fig08large.jpg" target="_blank">Clique aqui para ver uma versão maior desta figura.</a>
<table border="1" fo:keep-together.within-page="1" fo:keep-with-next.within-page="always"><tbody><tr><td rowspan="2">Parâmetros do material</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>Tabela 1: Valores de referência para os parâmetros de material do modelo de amostra.
<table border="1" fo:keep-together.within-page="1" fo:keep-with-next.within-page="always"><tbody><tr><td colspan="2">Tempo na pressão diastólica</td>
			<td colspan="2">Tempo na pressão sistólica</td>
		</tr><tr><td>PWS (kPa)</td>
			<td>PWSn</td>
			<td>PWS (kPa)</td>
			<td>PWSn</td>
		</tr><tr><td>56.53</td>
			<td>0.05402</td>
			<td>64.51</td>
			<td>0.05402</td>
		</tr></tbody></table>Tabela 2: Valores de pico de tensão/deformação sobre as regiões críticas do modelo computacional. Abreviaturas: Pico de tensão da parede = PWS; Pico de deformação da parede = PWSn. Unidade de tensão: kPa.
Tabela Suplementar 1: A comparação de tensões resulta de diferentes quantidades de grelha no mesmo modelo.&gt; <a href="https://www.jove.com/files/ftp_upload/67573/Supplementary%20Table%201_RE.xlsx" target="_blank">Clique aqui para descarregar este ficheiro.</a>
Arquivo Suplementar 1: Códigos MATLAB. <a href="https://www.jove.com/files/ftp_upload/67573/Supplementary%20File%20S1.zip" target="_blank">Clique aqui para baixar este arquivo.</a>

Abordagem de modelagem de elementos finitos baseada em imagem de ultrassom intravascular para quantificar propriedades mecânicas in vivo da artéria coronária humana 

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

Quantificar as propriedades mecânicas das artérias coronárias é de extrema importância na pesquisa biomecânica cardiovascular. No entanto, os corpos coronários normalmente trabalham com tecidos coronários ex vivo. Este trabalho apresenta a abordagem atualizada baseada em modelo de elementos finitos para quantificar as propriedades do material coronário in vivo com base em imagens específicas de ultrassom intervascular.As abordagens mecânicas atuais para quantificar as propriedades mecânicas das paredes dos vasos coronários, como o teste de vasos planares e o teste de intenção, só podem funcionar com tecidos isolados das artérias coronárias ex vivo. Esta abordagem não é adequada para monitorar as propriedades mecânicas coronárias na segurança específica do paciente. A abordagem atualizada baseada em modelo de elementos finitos introduzida pode quantificar as propriedades do material do tecido da artéria coronária in vivo com base em imagens de ultrassom intervascular específicas do paciente e medições de pressão arterial.Para começar, acesse a pasta que contém imagens de ultrassom intravascular de histologia virtual salvas, ou VH IVUS, e Cine IVUS obtidas de pacientes com doença arterial coronariana em formato DICOM para análise offline. Abra os arquivos DICOM usando o visualizador. Clique duas vezes no nome da sequência correspondente para abrir a imagem.Selecione exportar e, em seguida, escolha exportar imagens para salvar cada quadro Cine IVUS e quadro VH IVUS como imagens BMP individuais, garantindo que cada imagem tenha uma resolução de 500 a 500 pixels. Em seguida, examine cada imagem Cine IVUS quadro a quadro para localizar quadros consecutivos capturados no local da placa pré-selecionada durante um ciclo cardíaco. Examine todas as imagens de VH IVUS geradas para identificar a imagem de VH IVUS obtida no local da placa em questão.No software ImageJ, para a imagem Cine IVUS, selecione reta, seguida pela guia de linha segmentada para delinear os contornos dos limites dos vasos e dos componentes da placa. Em seguida, vá para a imagem, selecione sobreposição e clique em adicionar seleção para sobrepor os contornos traçados na imagem original. Abra o menu do gerenciador de ROI para gerenciar contornos.Na guia de propriedades, atribua as cores verde, azul e vermelho ao lúmen, limite externo e contornos lipídicos, respectivamente, com uma largura de linha de três. Selecione cada contorno e suavize-o clicando em editar, selecionar e ajustar spline na barra de comandos. Em seguida, selecione sequencialmente a guia arquivo, salvar como, coordenadas XY para salvar as coordenadas de ponto de cada contorno, incluindo o lúmen, o limite externo e o componente de placa, em um arquivo de texto separado.Para reconstruir a geração de malha de elementos finitos na imagem VH IVUS e Cine IVUS, crie dois contornos auxiliares interpolando linearmente o lúmen e os contornos do limite externo com pesos de um terço e dois terços, respectivamente, para cada camada. Divida a área do vaso em oito partes circunferenciais e três partes radiais, conectando o lúmen e o limite externo ao ponto mais próximo no contorno lipídico ou dois contornos auxiliares com linhas radiais. Em seguida, conecte todos os pontos entre as camadas com linhas retas para formar uma estrutura tridimensional com três por oito volumes.Divida cada volume usando elementos hexaédricos para gerar a malha de elementos finitos e diferentes grupos de materiais. Em seguida, usando um modelo de material anisotrópico Mooney-Rivlin modificado, defina as propriedades do material da parede do vaso coronário. Prescreva formas de onda de pressão arterial específicas do paciente na superfície do lúmen para simular condições fisiológicas.Para obter formas de onda de pressão arterial específicas do paciente, dimensione uma forma de onda de pressão aórtica típica com valores de pressão sistólica e diastólica medidos pelo braçal. Escreva todos os comandos necessários para criar o modelo somente de estrutura de camada fina em um arquivo em lote usando o MATLAB. Carregue o arquivo em lotes usando a interface de usuário avançada para gerar o modelo.Gere o modelo selecionando a solução de arquivo de dados e, em seguida, resolva o modelo somente de estrutura de camada fina e salve-o como um arquivo dat. Exporte os resultados das coordenadas do nó para um arquivo TXT navegando na lista, na lista de valores e na zona e selecionando a posição X, a posição Y e a posição Z nas variáveis a serem listadas em coordenadas. Clique em aplicar e exportar para exportar os resultados das coordenadas.Os parâmetros do material in vivo para o vaso coronário com base no modelo de material de Mooney-Rivlin foram determinados em duas horas, demonstrando a eficiência e adequação do método para uso clínico. Os resultados das propriedades do material mostraram um fator de rigidez de 1,125 e um fator de estabilidade de 98% com curvas de material circunferencial e axial exibindo uma forma de J. Os resultados da simulação demonstraram que a distribuição de estresse sob pressão sistólica foi maior do que sob pressão diastólica, com concentração de estresse localizada observada em regiões de paredes finas de vasos ou capas fibrosas.

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

Research

JoVE Journal

Engineering

Engenharia

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Abordagem de modelagem de elementos finitos baseada em imagem de ultrassom intravascular para quantificar propriedades mecânicas in vivo da artéria coronária humana (Vídeo) | JoVE Journal

Abordagem de modelagem de elementos finitos baseada em imagem de ultrassom intravascular para quantificar propriedades mecânicas in vivo da artéria coronária humana

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