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Bioengineering

Tomografia a coerenza ottica basata sull'analisi dell'interazione fluido-struttura biomeccanica della progressione dell'aterosclerosi coronarica

Published: January 15, 2022 doi: 10.3791/62933
Automatic Translation
1, 1, 1, 2, 3, 4, 3,5,6
1School of Mechanical Engineering, University of Adelaide, 2South Australian Health and Medical Research Institute (SAHMRI), 3Vascular Research Centre, Lifelong Health Theme, South Australian Health and Medical Research Institute (SAHMRI), 4Monash Cardiovascular Research Centre, 5Adelaide Medical School, University of Adelaide, 6Department of Cardiology, Central Adelaide Local Health Network

Summary

È necessario determinare quali lesioni aterosclerotiche progrediranno nella vascolarizzazione coronarica per guidare l'intervento prima che si verifichi l'infarto miocardico. Questo articolo delinea la modellazione biomeccanica delle arterie dalla tomografia a coerenza ottica utilizzando tecniche di interazione fluido-struttura in un risolutore commerciale agli elementi finiti per aiutare a prevedere questa progressione.

Abstract

In questo articolo, presentiamo un flusso di lavoro completo per l'analisi biomeccanica della placca aterosclerotica nella vascolarizzazione coronarica. Con l'aterosclerosi come una delle principali cause di morte globale, morbilità e onere economico, sono necessari nuovi modi di analizzare e prevedere la sua progressione. Uno di questi metodi computazionali è l'uso dell'interazione fluido-struttura (FSI) per analizzare l'interazione tra il flusso sanguigno e i domini arteriosi / placca. Accoppiato con l'imaging in vivo, questo approccio potrebbe essere adattato a ciascun paziente, aiutando a distinguere tra placche stabili e instabili. Delineiamo il processo di ricostruzione tridimensionale, facendo uso della tomografia a coerenza ottica intravascolare (OCT) e dell'angiografia coronarica invasiva (ICA). L'estrazione delle condizioni al contorno per la simulazione, compresa la replica del movimento tridimensionale dell'arteria, viene discussa prima che l'impostazione e l'analisi siano condotte in un risolutore commerciale agli elementi finiti. La procedura per descrivere le proprietà iperelastiche altamente non lineari della parete arteriosa e la velocità / pressione pulsatile del sangue è delineata insieme alla configurazione dell'accoppiamento del sistema tra i due domini. Dimostriamo la procedura analizzando una placca non colpevole, leggermente stenotica, ricca di lipidi in un paziente a seguito di infarto miocardico. I marcatori stabiliti ed emergenti relativi alla progressione della placca aterosclerotica, come lo stress da taglio della parete e l'elicità normalizzata locale, rispettivamente, sono discussi e correlati alla risposta strutturale nella parete arteriosa e nella placca. Infine, traduciamo i risultati in potenziale rilevanza clinica, discutiamo i limiti e delineiamo le aree per l'ulteriore sviluppo. Il metodo descritto in questo documento mostra la promessa di aiutare nella determinazione dei siti a rischio di progressione aterosclerotica e, quindi, potrebbe aiutare a gestire la morte significativa, la morbilità e l'onere economico dell'aterosclerosi.

Introduction

La malattia coronarica (CAD) è il tipo più comune di malattia cardiaca e una delle principali cause di morte e onere economico a livello globale1,2. Negli Stati Uniti, circa un decesso su otto è attribuito a CAD3,4, mentre la maggior parte dei decessi globali da CAD sono ora visti nei paesi a basso e medio reddito5. L'aterosclerosi è il driver predominante di queste morti, con rottura della placca o erosione che porta all'occlusione dell'arteria coronaria e all'infarto miocardico acuto (AMI)6. Anche dopo la rivascolarizzazione delle lesioni coronariche colpevoli, i pazienti hanno un rischio sostanziale di eventi cardiovascolari avversi maggiori ricorrenti (MACE) dopo AMI, in gran parte a causa della concomitante presenza di altre placche non colpevoli che sono anche vulnerabili alla rottura7. L'imaging intracoronarico offre l'opportunità di rilevare queste placche ad alto rischio8. Sebbene l'ecografia intravascolare (IVUS) sia il gold standard per la valutazione del volume della placca, ha una risoluzione limitata per identificare le caratteristiche microstrutturali della placca vulnerabile in contrasto con l'alta risoluzione (10-20 μm) della tomografia a coerenza ottica (OCT). Un cappuccio fibroso sottile e infiammato che sovrasta un grande pool lipidico ha dimostrato di essere la firma più importante di una placca vulnerabile9 ed è meglio identificato e misurato dall'OCT tra le modalità di imaging intracoronarico attualmente disponibili10. È importante sottolineare che OCT è anche in grado di valutare altre caratteristiche della placca ad alto rischio, tra cui: arco lipidico; infiltrazione dei macrofagi; presenza di fibroateroma a cappuccio sottile (TCFA), che è definito come nucleo ricco di lipidi con cappuccio fibroso sottile sovrastante (<65 μm); calcificazione chiazzata; e microcanali a placche. Il rilevamento OCT di queste caratteristiche ad alto rischio nelle placche non colpevoli post-AMI è stato associato a un aumento del rischio fino a 6 volte maggiore di futuro MACE11. Tuttavia, nonostante questo, la capacità dell'angiografia e dell'imaging OCT di prevedere quali placche coronariche progrediranno e alla fine si romperanno o si eroderanno è limitata, con valori predittivi positivi di solo il 20% -30%8. Questa limitata capacità predittiva ostacola il processo decisionale clinico attorno a quali placche non colpevoli trattare (ad esempio, mediante stenting)7,12.

Oltre ai fattori del paziente e alle caratteristiche biologiche della placca, le forze biomeccaniche nelle arterie coronarie sono anche importanti determinanti della progressione della placca e dell'instabilità13. Una tecnica che mostra la promessa di aiutare a valutare in modo completo queste forze è la simulazione dell'interazione fluido-struttura (FSI)14. Lo stress da taglio a parete (WSS), chiamato anche stress da taglio endoteliale, è stato un punto focale tradizionale per la ricerca biomeccanica coronarica15, con una comprensione generale che WSS svolge un ruolo eziologico nella formazione dell'aterosclerosi16. Prevalentemente simulate utilizzando tecniche di fluidodinamica computazionale (CFD), le regioni a basso WSS sono state associate all'ispessimento intimale17,al rimodellamentovascolare 18 e alla previsione della progressione della lesione19 e del futuro MACE20. Recenti progressi in queste analisi suggeriscono la topologia di campo vettoriale WSS sottostante21e le sue caratteristiche multidirezionali22, come un migliore predittore del rischio di aterosclerosi rispetto alla sola magnitudo WSS. Tuttavia, WSS cattura solo un assaggio del sistema biomeccanico complessivo sulla parete del lume e, proprio come le modalità di imaging, nessuna metrica biomeccanica può discernere in modo affidabile le caratteristiche aterosclerotiche ad alto rischio.

Ulteriori metriche stanno emergendo come potenzialmente importanti nella formazione dell'aterosclerosi. Le caratteristiche del flusso intraluminale23 sono uno di questi esempi, con flusso elicoidale, quantificato attraverso vari indici24, suggerito come svolgendo un ruolo ateroprotettivo sopprimendo i modelli di flusso disturbato25,26. Mentre le tecniche CFD possono analizzare queste caratteristiche di flusso e presentare una vasta gamma di risultati utili, non considerano le interazioni sottostanti tra il flusso sanguigno, la struttura delle arterie e il movimento generale del cuore. Questa semplificazione del sistema dinamico a parete rigida manca di risultati potenzialmente critici come lo stress fibroso del cappuccio. Mentre il dibattito sia a favore che contro la necessità di FSI su CFD continua27,28,29, molti confronti trascurano di includere l'impatto della funzione ventricolare. Questa limitazione può essere superata con FSI, che ha dimostrato che la flessione dinamica e la compressione esercitate sull'arteria attraverso l'influenza della funzione ventricolare possono avere un impatto significativo sullo stress strutturale della placca e dell'arteria, nonché sulle metriche di flusso come WSS30,31,32. Questo è importante in quanto le sollecitazioni strutturali sono anche una metrica chiave per analizzare e prevedere la rottura della placca33,34 e sono stati suggeriti per co-localizzare con regioni di aumento della placca14,35. La cattura di queste interazioni consente una rappresentazione più realistica dell'ambiente coronarico e dei potenziali meccanismi di progressione della malattia.

Affrontando questo, qui delineiamo il processo di sviluppo di una geometria specifica per il paziente dall'imaging OCT36 e l'impostazione e l'esecuzione di una simulazione FSI dell'arteria utilizzando un risolutore commerciale agli elementi finiti. Il processo per estrarre manualmente il lume, il lipide e la parete esterna dell'arteria è dettagliato prima della ricostruzione computazionale tridimensionale dell'arteria del paziente. Descriviamo la configurazione della simulazione, l'accoppiamento e il processo di confronto dei parametri di imaging OCT di base e di follow-up per determinare la progressione della lesione. Infine, discutiamo la post-elaborazione dei risultati numerici e come questi dati possano avere rilevanza clinica confrontando i risultati biomeccanici con la progressione/regressione della lesione. Il metodo complessivo è dimostrato su placche non colpevoli, lievemente stenotiche, ricche di lipidi nell'arteria coronaria destra (RCA) di un paziente maschio caucasico di 58 anni che ha presentato un infarto miocardico acuto non ST in contesto di ipertensione, diabete mellito di tipo 2, obesità (BMI 32,6) e una storia familiare di CAD prematura. L'angiografia coronarica e l'imaging OCT sono stati eseguiti durante il suo ricovero iniziale, e poi 12 mesi dopo come parte di una sperimentazione clinica in corso (studio COCOMO-ACS ACTRN12618000809235). Prevediamo che questa tecnica possa essere ulteriormente perfezionata e utilizzata per identificare le placche coronariche che sono ad alto rischio di progredire.

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Protocol

I seguenti dati deidentificati sono stati analizzati da un paziente reclutato nello studio randomizzato-controllato COCOMO-ACS in corso (ACTRN12618000809235; Numero di riferimento HREC del Royal Adelaide Hospital: HREC/17/RAH/366), con ulteriore approvazione etica concessa dai servizi di ricerca della Central Adelaide Local Health Network (CALHN) ai fini della simulazione biomeccanica (numero di riferimento CALHN 14179). Nella Figura 1 viene riepilogato il flusso di lavoro completo descritto nel protocollo seguente, che può essere applicato a qualsiasi software o codice compatibile con FSI.

1. Valutazione dell'immagine

  1. Abbina le immagini di follow-up di base e OCT utilizzando punti di riferimento anatomici come le biforcazioni e utilizzando immagini immediatamente prossimali alla biforcazione distale e distale alla biforcazione più prossimale. Le immagini corrispondenti tra questi punti di riferimento devono essere analizzate, come descritto nella Figura 2A.
  2. Sezione trasversale del lumen dello Strumento di personalizzazione di Office
    1. Caricare ogni immagine dello Strumento di personalizzazione di Office nel digitalizzatore di immagini e fare clic per contrassegnare i punti al centro del catetere e i limiti della scala (Figura 2B). Esporta questi punti per essere utilizzati in seguito.
    2. Segna manualmente il bordo del lumen, partendo dalla stessa posizione in ogni immagine, assicurandoti di catturare le curve del lumen nel modo più accurato possibile. Lascia un vuoto nell'artefatto del catetere poiché il processo di ricostruzione si interpolerà in questa regione in una fase successiva. Esporta questi file in .dat formato e ripeti questo per ogni immagine.
  3. PARETE ESTERNA OCT e lipidi
    1. Nel software DICOM, estrarre la parete esterna in regioni ad alta attenuazione utilizzando parti visibili della membrana elastica esterna per adattare manualmente un'ellisse per stimare la posizione della parete esterna, come descritto nella Figura 3. Fare clic e trascinare il pulsante sinistro del mouse per definire l'ellisse e la posizione in modo appropriato.
    2. Definire manualmente l'arco lipidico, calcolato in base al centroide del lume, e lo spessore del cappuccio fibroso, come descritto nella Figura 3,facendo clic e trascinando rispettivamente le misure dell'angolo e della distanza. Questi saranno utilizzati per analizzare la progressione della lesione insieme all'area del lume.
    3. Importare queste immagini sovrapposte nel digitalizzatore di immagini e selezionare manualmente i punti della parete esterna, utilizzando l'ellisse montata come guida nelle regioni ad alta attenuazione in cui la membrana elastica esterna non è visibile. Ripetere il passaggio 1.2.2 per selezionare ed esportare i punti in un formato .dat.
    4. Allo stesso modo per i lipidi, selezionare manualmente la superficie lipidica, partendo dalla stessa estremità del lipide in ogni caso. Utilizzate la guida ellissoidale della parete esterna (punto 1.3.1) per un arco posteriore coerente. L'esportazione punta a un file .dat e ripetere per tutte le immagini con lipidi presenti, lasciando uno spazio vuoto attraverso il manufatto del filo guida come descritto nel passaggio 1.2.2.
      NOTA: La progressione della lesione viene analizzata confrontando tre metriche, vale a dire, area del lume, arco lipidico e spessore del cappuccio fibroso, che possono essere valutate direttamente dal visualizzatore DICOM. La tecnica per estrarre la parete esterna e il retro lipidico è necessaria a causa della limitata profondità di penetrazione dell'OCT. L'OCT è stato utilizzato in questa indagine a causa dell'attenzione alla relazione tra composizione della placca e forze biomeccaniche.
  4. Linea mediana basata sull'angiografia
    1. Carica la prima immagine angiografica nel digitalizzatore di immagini37. Selezionate i bordi del catetere per ridimensionare l'immagine nei passaggi successivi, quindi contrassegnate manualmente l'asse di mezzeria del catetere iniziando con il marcatore prossimale e spostandosi distalmente, con punti uniformemente distanziati, come mostrato nella Figura 4A. Esportare i dati in formato .dat e ripetere per il secondo piano angiografico.
      NOTA: Generalmente, i piani con un angolo maggiore di 20° tra loro migliorano la robustezza della ricostruzione tridimensionale della linea mediana. Il catetere e il filo guida DELLO STRUMENTO DI PERSONALIZZAZIONE DI OFFICE devono essere visibili in ogni immagine.

2. Ricostruzione tridimensionale

  1. Proiezioni angiografiche
    1. Caricare i file di dati esportati nel passaggio 1.4. Utilizzare i primi due punti per scalare i dati a millimetri (i primi due punti vengono utilizzati con le specifiche del catetere note, 6F in questo caso). Sottrarre il punto dati prossimale dai punti rimanenti in ogni set di dati in modo che la curva inizi all'origine del sistema di coordinate.
    2. Generare matrici di rotazione per ogni vista angiografica, dove θ e Φ rappresentano rispettivamente gli angoli RAO/LAO e CAU/CRA. Usiamo gli angoli LAO e CRA come negativi. Le due matrici di rotazione nelle direzioni x (Rotx) e y (Roty), rispettivamente, sono:
      Equation 1(1)
    3. Moltiplicare insieme le matrici di rotazione e quindi moltiplicarle con le coordinate di ciascun punto dal passaggio 2.1.1. L'equazione risultante:
      Equation 2(2)
      fornisce la posizione tridimensionale del punto del catetere sul rispettivo piano angiogramma (Pt3D) ruotando i punti bidimensionali che sono stati specificati da ciascuna immagine angiografica.
    4. Calcola il vettore normale per ciascun piano angiografico moltiplicando le matrici di rotazione x e y per il vettore unitario nella direzione z. Dalla posizione prossimale a quella distale, proietta ogni punto normale al rispettivo piano e calcola il punto medio della distanza più breve tra le proiezioni. Ciò si traduce nel punto tridimensionale sul filo guida dello Strumento di personalizzazione di Office nello spazio.
    5. Utilizzando la funzione 'interparc', disponibile dallo scambio centrale di file MATLAB38, dividi l'asse di mezzeria tridimensionale in punti equamente distanziati. La spaziatura tra i punti deve essere uguale alla spaziatura tra le immagini dello Strumento di personalizzazione di Office, determinata dalla velocità di pullback. Queste sono le posizioni in cui verranno posizionate le sezioni trasversali dello Strumento di personalizzazione di Office.
  2. Rotazione della sezione trasversale dello Strumento di personalizzazione di Office
    1. Utilizzando il file di dati contenente il centro e la scala del catetere, convertire ogni sezione trasversale da pixel a mm utilizzando il secondo e il terzo punto nel file di ridimensionamento. Per centrare la sezione trasversale attorno alla posizione del catetere, sottraete il primo punto del file di ridimensionamento (il centro del catetere) da tutti i punti della sezione trasversale. Calcolare il vettore normale alla sezione trasversale (parallelo al catetere nell'arteria) sottraendo il punto dell'asse di mezzeria tridimensionale dal punto distale successivo lungo la curva del catetere.
    2. Ruotare la sezione trasversale dello Strumento di personalizzazione di Office per allinearla perpendicolarmente all'asse di mezzeria del catetere moltiplicando i punti dati scalati per la matrice di rotazione:
      Equation 3(3)
      dove
      Equation 4(4)
      e NX, N Ye NZ sono le componenti x , y e z, rispettivamente, del vettore normale calcolato nella sezione 2.1. Aggiungete il punto dell'asse di mezzeria tridimensionale a tutti i punti ruotati nella sezione trasversale, ottenendo la posizione della sezione trasversale nello spazio tridimensionale (Figura 4B).
    3. Ripetere i passaggi 2.2.1-2.2.2 per ogni sezione trasversale (lume, arteria e lipidi). Esportare le sezioni trasversali in un file di testo, che può essere importato nel software CAD (Computer Aided Design) per la creazione finale del corpo solido.
  3. Creazione di modelli solidi 3D
    1. In un software di modellazione 3D, importare e generare le sezioni trasversali un file alla volta. Importare i file di testo contenenti le sezioni trasversali nel software di modellazione 3D facendo clic sulla casella a discesa concettuale (Figura 5A-1) e selezionando la curva 3D (Figura 5A-2). Fare clic su Genera.
    2. Per creare un componente solido, selezionate tutte le curve in ordine e montatele insieme (Figura 5A-3), assicurandovi che sia selezionata l'opzione Aggiungi congelato (add frozen) per generare un nuovo solido. Eseguire questi passaggi per il lume, i lipidi e la parete esterna per creare solidi separati, assicurandosi di abilitare la topologia di unione.
      NOTA: potrebbe essere necessario saltare una curva se si verifica una geometria problematica. In questa ricostruzione, ometti un piccolo lipide a metà sezione a causa delle sue dimensioni e del costo computazionale aggiunto e della complessità numerica associati alla sua inclusione.
    3. Per sottrarre il lume e i lipidi dalla parete dell'arteria, creare un'operazione booleana dall'elenco a discesa crea e scegliere il corpo target come parete e i lipidi / lume come corpi utensili per sottrarre il lume e i lipidi dalla parete arteriosa (Figura 5A-4).
    4. Condividi la topologia tra la parete e i lipidi per garantire che i nodi mesh siano condivisi nei passaggi futuri. Per fare ciò, evidenziare manualmente la parete e i lipidi e fare clic con il pulsante destro del mouse per formare una nuova parte (Figura 5A-5).
      NOTA: questo passaggio garantisce che i nodi mesh siano condivisi tra le superfici evitando regioni di contatto improprie o penetrazione mesh tra i due strati, aiutando notevolmente nella fase di soluzione. La geometria finale della linea mediana del catetere, dei lipidi, del lume e della parete arteriosa è visualizzata nella Figura 5B.
  4. Pre-elaborazione: condizioni al contorno
    NOTA: Prima di impostare la simulazione, sono necessarie condizioni al contorno (BC) specifiche per il paziente. Qui è stato utilizzato lo spostamento estratto dall'angiografia, che viene applicato all'ingresso e all'uscita della simulazione e alla velocità/pressione del flusso sanguigno misurata da pazienti umani e descritta in letteratura39.
    1. Spostamento
      1. Ripetere i passaggi 1.4 e 2.1, ma scegliendo solo i marcatori distale e prossimale, iniziando con l'immagine angiografica immediatamente precedente la diastole finale. Fallo per tutte le immagini angiografiche su un ciclo cardiaco.
      2. Adatta le spline di levigatura alle coordinate x, ye z dei due insiemi di punti. Ciò si traduce nello spostamento delle regioni di ingresso e di uscita. I risultati rappresentativi per gli spostamenti dei pazienti sono mostrati nella Figura 6A.
        NOTA: L'analisi dello spostamento è stata avviata nell'immagine precedente la diastole finale per abbinare al meglio le fasi tra lo spostamento estratto e i profili di pressione e velocità applicati trovati nella sezione 3.1.2, la cui fase sistolica inizia a 0,1 s (corrispondente alla spaziatura tra le immagini angiografiche). Durante l'estrazione del movimento, assicurarsi che non vi sia alcun movimento di panoramica/immagine della tabella in tutto il set di immagini.
    2. Velocità/pressione sanguigna
      1. Creare profili che descrivano la velocità e la pressione pulsatile compilando funzioni definite dall'utente (UDF). Qui sono stati applicati profili transitori misurati da pazienti umani in letteratura 39, modellati come una serie di Fourier, matematicamente descritta da:
        Equation 5,     (5)
        dove t è il tempo, w0 è la frequenza, T è il periodo del segnale, n è il numero di termini e a0-11, b1-11 sono coefficienti adattati ai profili descritti in letteratura. In questo caso, stiamo usando i primi 11 termini.
      2. Nota : questi profili sono descritti nella Figura 6B e devono essere scritti in un file in formato C in un ambiente di sviluppo integrato come Microsoft Visual Studio. La pressione di uscita è un profilo piatto e la velocità di ingresso viene applicata come un profilo parabolico completamente sviluppato, descritto come sufficiente per riprodurre condizioni realistiche40. L'ulteriore sviluppo di questa procedura potrebbe includere la misurazione della velocità del sangue del paziente (ad esempio mediante ecocardiografia doppler41)e della pressione (utilizzando fili di pressione) come condizioni al contorno più realistiche. Inoltre, misurare contemporaneamente lo spostamento, la velocità del sangue e la pressione garantirebbe che le loro fasi siano accuratamente abbinate.

3. Arteria/strutturale

  1. Per impostare le proprietà del materiale per l'arteria e il lipide, immettere i dati di ingegneria e aggiungere un nuovo materiale chiamato arteria. Trascinate la densità e il modello Mooney-Rivlin a 5 parametri sul nuovo materiale e impostatene i parametri. Inserire una densità di 1.000 kg/m3 e i coefficienti iperelastici descritti nella Tabella 1,sulla base delle proprietà intima42 e lipidici43 in letteratura. Ripeti questo per il lipide.
    NOTA: Il modello Mooney-Rivlin è descritto da44:
    Equation 6(6)
    Dove c10, c01, c20, c11e c02 sono costanti materiali e d è il parametro di incomprimibilità (zero per materiale incomprimibile in questo caso). Qui Ix è l'invariante xesimo del tensore di deformazione e J è il determinante del gradiente di deformazione elastico.
  2. Immettere il componente del modello, sopprimere il componente lumen/fluido facendo clic con il pulsante destro del mouse su Lumen/Fluido e selezionando Sopprimi (Figura 7A). Assegnare i materiali precedentemente definiti all'arteria e ai solidi lipidici selezionandoli dall'elenco a discesa dei materiali, verificando se le unità sono appropriate.
  3. La geometria ora deve essere mesh. Fare clic su mesh (Figura 7B), impostare la preferenza fisica su meccanica non lineare e specificare il dimensionamento della mesh. Qui è stata utilizzata la mesh adattiva con una dimensione target di 0,14 mm. Regolare le preferenze della mesh in base alle esigenze per ottenere valori di inclinazione della mesh ragionevoli e mirare ad almeno due o tre elementi della mesh attraverso spazi vuoti come il cappuccio fibroso. La generazione della mesh potrebbe richiedere del tempo a causa della geometria complessa.
    NOTA: è necessario condurre uno studio sull'indipendenza delle mesh per garantire che i risultati non siano influenzati dalle caratteristiche della mesh. Ridurre gradualmente le dimensioni delle maglie e confrontare i risultati fino a quando la variazione non è inferiore a un limite impostato; in questo caso, usiamo il 2%45 (misurato al cappuccio fibroso della terza placca). Inoltre, per garantire la qualità della maglia, controllare l'inclinazione della maglia; un'elevata inclinazione delle maglie comporterà difficoltà numeriche durante la convergenza o risultati imprecisi. Per ridurre l'inclinazione, prova a ridurre le dimensioni delle maglie o regola il tasso di crescita, la dimensione massima e/o l'angolo di curvatura. I risultati del nostro test di indipendenza della rete sono delineati nella Tabella 2, con variazione percentuale dei risultati rispetto al dimensionamento della maglia media, che è stato utilizzato in questa analisi.
  4. Fare clic su Impostazioni analisi (Figura 7C). Per le simulazioni FSI, attivare il time stepping off automatico e impostare il numero di sottopassaggi su uno (l'accoppiamento del sistema controllerà i sottopassaggi), impostare il tempo di fine della simulazione, in questo caso 0,8 s (frequenza cardiaca del paziente di 75 bpm). L'accoppiamento del sistema controllerà il tempo e i passaggi secondari.
  5. Nell'elenco a discesa Controlli risolutore impostare il tipo di risolutore su Programma controllato per utilizzare il metodo diretto o iterativo. I metodi diretti sono più robusti ma utilizzano una quantità significativa di memoria in più. Impostare il metodo Newton-Raphson su completo. (A causa della complessità della geometria e della non linearità nella simulazione, potrebbero essere necessari il metodo diretto e il metodo iterativo newton-raphson completo; tuttavia, questi aumentano significativamente il costo di calcolo.)
  6. Specificate il dominio di accoppiamento del sistema come parete interna dell'arteria inserendo un'interfaccia fluido-solido. Fatelo facendo clic con il pulsante destro del mouse e inserendo un'interfaccia fluido-solido nella scheda Transitorio (Figura 7D). Selezionare l'interno della parete dell'arteria per l'interfaccia. Questo passerà i dati tra la struttura e il fluido in questa posizione.
  7. Le condizioni al contorno di spostamento possono essere immesse come funzione di spostamento nella direzione x, ye z applicata all'ingresso e alle uscite. A tale scopo, fare clic con il pulsante destro del mouse nella scheda Transitorio e inserire gli spostamenti (Figura 7E). Duplicate lo spostamento per le direzioni x, ye z. Nell'elenco a discesa Direzione selezionare funzione e copiare gli spostamenti estratti nel passaggio 2.4.1.
    NOTA: lo spostamento può essere immesso come funzione o come tabella di punti a seconda delle preferenze.
  8. Per facilitare la risoluzione degli errori, nella scheda Soluzione inserire quattro residui di Newton-Raphson. Questi possono essere visualizzati se si verificano errori per trovare la geometria problematica o le posizioni della mesh.
    NOTA: per inserire opzioni di post-elaborazione, ad esempio la sollecitazione principale massima, fare clic con il pulsante destro del mouse sulla scheda Soluzione e inserire i risultati appropriati (Figura 7F).

4. Sangue/fluido

  1. Accedere alla scheda Modello, controllare le unità e sopprimere l'arteria e la parte lipidica, lasciando il dominio del fluido, in modo simile al passaggio 3.2.
  2. Specifica le metriche della mesh e genera la mesh, controllando l'inclinazione e regolandola se necessario (abbiamo applicato una dimensione della mesh di 0,14 mm con una dimensione massima della parete di 0,12 mm). È buona norma utilizzare dimensioni e forma delle maglie simili, come avviene nella parte strutturale, sulle aree in cui si verifica l'interazione fluido-solido.
    NOTA: come per il passaggio 3.3, è necessario eseguire un test di indipendenza della mesh per garantire che i risultati siano indipendenti dalle proprietà della mesh, come illustrato nella Tabella 2. Controllare la qualità della mesh e regolare le dimensioni dell'elemento, il tasso di crescita, il raffinamento o la curvatura secondo necessità per garantire che l'inclinazione rimanga bassa e che l'indipendenza della mesh sia raggiunta.
  3. Create selezioni denominate per l'ingresso, l'uscita e la parete prima di accedere alla configurazione del fluido, facendo clic con il pulsante destro del mouse sulla rispettiva superficie e selezionando Inserisci selezione denominata .
  4. Accedere alla scheda Configurazione e assicurarsi che sia abilitata la doppia precisione. Impostare il tipo di Risolutore su Basato sulla pressione e assicurarsi che il Tempo sia impostato su Transitorio selezionando le rispettive caselle di controllo (Figura 8A).
  5. Abilitare il modello di turbolenza viscosa k-omega e abilitare il trasporto dello sforzo di taglio e le correzioni di Reynolds basse accedendo alla scheda Modelli viscosi (Figura 8B) e selezionando le rispettive caselle di controllo.
  6. Per abilitare modelli di viscosità non lineare con turbolenza, immettere il comando '/define/models/viscous/turbulence-expert/turb-non-newtonian?' nella console di comando (Figura 8C) e immettere 'yes' quando richiesto.
  7. In Materiali (Figura 8D), definire le proprietà del sangue inserendo la densità e selezionando la legge di potenza non newtoniana nell'elenco a discesa della viscosità. Fallo rinominando il fluido come sangue, impostando una densità di 1.050 kg / m3e impostando l'indice di coerenza non newtoniano della legge di potenza, k, a 0,035, l'indice della legge di potenza, n, a 0,6.
    NOTA: Il modello di viscosità non newtoniana della legge di potenza è stato scelto sulla base della letteratura per descrivere la viscosità del sangue non lineare46, η, in termini di velocità di deformazione del fluido, Equation 7 , come:
    Equation 8(7)
    Esistono vari modelli di viscosità del sangue non newtoniani per catturare la natura di assottigliamento del taglio del sangue. Diverse pubblicazioni46,47,48, 49 hanno studiato l'efficacia di vari modelli di viscosità e dei loro coefficienti, che dovrebbero essere consultati per ulteriori informazioni nella scelta del modello appropriato.
  8. Compila la nostra funzione definita dall'utente, precedentemente descritta nel passaggio 2.4.2, contenente la velocità e la pressione transitoria del sangue, controllando le righe di comando per eventuali errori (Figura 8C). Ora caricate la FDU entrando nella scheda Definita dall'utente (Figura 8E),selezionando Compilato e navigando nella directory della FDU prima di importarla e cliccando su Compila,e poi su Carica.
    NOTA: il testo verrà visualizzato nella console (Figura 8C). Controlla attentamente per assicurarti che non vengano visualizzati errori o avvisi. Se la FDU viene caricata correttamente, i nomi delle FDU verranno visualizzati nella console (evidenziati nella Figura 8C).
  9. Questi possono essere applicati all'ingresso e all'uscita. A tale scopo, selezionare la scheda Condizioni limite. Fate doppio clic su Ingresso (Figura 8F)e scegliete la FDU di ingresso dall'elenco a discesa del profilo. Ripetere questo passaggio per definire anche la pressione di uscita.
  10. Abilitare la mesh dinamica (selezionando la casella di controllo nella scheda Mesh dinamica mostrata nella Figura 8G), incluse le caselle di controllo Smoothing, Remeshing e 6° di libertà del risolutore, impostando il parametro di diffusione su 1,5 e le scale massime e minime appropriate per la mesh.
  11. Assicurarsi che le scale mesh massime e minime rientrino nei limiti della zona mesh e che l'inclinazione target sia impostata su 0,7. Le proprietà mesh possono essere visualizzate facendo clic sulla scheda Proprietà mesh.
  12. Create una nuova zona mesh dinamica facendo clic sul pulsante Crea, specificate la parete del lumen nell'elenco a discesa Regione (Region) e selezionate Accoppiamento sistema (System Coupling). Questa è l'interfaccia per passare i dati alla componente arteria della simulazione.
  13. Create zone mesh deformanti per il lumen di ingresso, uscita e interno con valori appropriati per la scala mesh. A tale scopo, fate clic su Crea (Create) nella scheda Mesh dinamica (Dynamic Mesh) e selezionate Deformazione (Deforming). Abilitare il remeshing e il smoothing e impostare le scale mesh in base ai limiti di ciascuna zona. Spesso, gli errori negativi del volume delle celle sono associati a questa mesh dinamica, quindi controlla attentamente e regola le scale della mesh, se necessario, per ogni regione.
  14. Assicurarsi che l'accoppiamento pressione-velocità sia impostato su accoppiato e impostare la formulazione transitoria e gli schemi di discretizzazione spaziale sul secondo ordine entrando nella scheda Metodi (Figura 8H) ed effettuando selezioni dai rispettivi elenchi a discesa.
  15. Nei controlli (Figura 8H), immettere un numero di courant pari a due e impostare i criteri di convergenza residua nella scheda Monitor (Figura 8I). Abbiamo usato un valore di 1e-5 per la continuità e 1e-6 per il resto.
    NOTA: Il numero di Courant può essere stimato in base alla dimensione della maglia, dx,dimensione del passo temporale, dte velocità del sangue, v, utilizzando:
    Equation 9(8)
    Immettere questo numero nella sezione Numero di courant nella scheda Controlli (Figura 8H). Qui applichiamo un numero Courant di due. Il numero di Courant è generalmente inferiore a uno; tuttavia, poiché viene utilizzato il risolutore di pressione-velocità accoppiato con metodi di soluzione implicita, il risultato è intrinsecamente più stabile e meno sensibile a questo valore; quindi, due è considerato accettabile.
  16. Per definire una funzione personalizzata per i risultati, ad esempio LNH (Local Normalized Helicity), selezionare Funzioni di campo personalizzate nella scheda Parametri e personalizzazione (Figura 8J) e inserire una nuova funzione facendo clic con il pulsante destro del mouse e selezionando Nuovo. Utilizzare la finestra popup per definire se necessario. Immettere la formula utilizzando l'elenco a discesa delle variabili del risolutore. Come risultato rappresentativo, usiamo LNH50,51, una misura dell'allineamento tra la velocità, , e Equation 11 vorticità, ω, vettori, come funzione personalizzata descritta da:
    Equation 10(9)
    NOTA: in questa fase devono essere definite altre variabili personalizzate, come l'indice di taglio oscillatorio (OSI)52,53, una misura dell'inversione del flusso.
  17. Nella scheda Esegui calcolo (Figura 8 KB),impostare il numero di passaggi temporali su 160 (una dimensione del passo di 0,005 s e un tempo di fine di 0,8 s), la dimensione del passo temporale di 5 ms e il numero di iterazioni su 300 per garantire che il risultato sia indipendente dal tempo.
    NOTA: a seconda della complessità della simulazione, potrebbero essere necessarie iterazioni maggiori per passaggio. Possono essere necessari cicli cardiaci multipli per una completa convergenza numerica, qualcosa che notiamo come una limitazione; tuttavia, questo è spesso applicato nelle simulazioni di biomeccanica coronarica a causa del costo computazionale associato a queste simulazioni.
  18. Verificare se la casella di controllo Campionamento dati per statistiche temporali è abilitata e assicurarsi che siano selezionate Statistiche parete e Sollecitazioni di taglio del flusso, nonché la funzione personalizzata definita in precedenza.
  19. Creare l'esportazione dei dati nella scheda Attività di calcolo e salvataggio automatico (Figura 8L), selezionando l'opzione CFD-Post Compatible per la post-elaborazione. Se si desidera elaborare i risultati in un software separato, regolare il tipo di esportazione secondo necessità. Selezionare tutte le regioni (parete, rete interna, ingresso, uscita) e i risultati da esportare.
  20. Infine, inizializzare la simulazione con lo schema ibrido entrando nella scheda Inizializzazione (Figura 8M), selezionando lo schema Ibrido, cliccando su Impostazioni,e aumentando il numero di iterazioni a 20. Fare clic su Inizializza.

5. Accoppiamento del sistema

  1. Assicurarsi che sia le configurazioni strutturali che quelle fluide siano collegate all'accoppiamento del sistema e aggiornate. A tale scopo, fate clic e trascinate la configurazione strutturale e fluida sull'accoppiamento del sistema per collegarle, come illustrato nella Figura 9A,assicurandovi che entrambe le configurazioni vengano aggiornate facendo clic con il pulsante destro del mouse e selezionando Aggiorna.
  2. In System Coupling, impostare l'ora di fine su 0,8 s e la fase temporale su 0,005 s. A tale scopo, selezionare Impostazioni analisi (Figura 9B-1) e immettendo l'ora di fine e la dimensione del passo temporale. Impostare le iterazioni massime su 10.
    NOTA: Generalmente, tra 10 e 15 iterazioni è sufficiente se sia i componenti strutturali che quelli fluidi stanno convergendo bene.
  3. Selezionare l'interfaccia a parete e solida rispettivamente dai componenti fluido e strutturale e aggiungere un trasferimento dati tenendo premuto Ctrl e selezionando le due interfacce fluido-struttura (Figura 9B-2); fare clic con il pulsante destro del mouse e creare un trasferimento di dati tra il fluido e i componenti strutturali (Figura 9B-3). Regolare il sotto-rilassamento o la rampa della forza trasferita dal fluido alla struttura per aiutare nella convergenza.
    NOTA: a seconda della complessità del modello, delle condizioni al contorno e delle proprietà del materiale, per la convergenza numerica può essere necessaria una rampa di trasferimento dei dati o un sotto-rilassamento. Questi possono essere applicati al trasferimento dei dati del fluido (cioè, la forza trasferita dalla componente fluida alla parete dell'arteria). Queste opzioni sono disponibili all'interno dei trasferimenti di dati creati (Figura 9B-2).
  4. Quando sei pronto per l'esecuzione, fai clic su Aggiorna. I dati di simulazione come la convergenza strutturale e fluida e la rispettiva convergenza del trasferimento dei dati vengono stampati nella console.
    NOTA: si noti che le simulazioni FSI sono costose dal punto di vista computazionale, con questa simulazione che richiede 11 giorni su una macchina a 16 core (Intel Xeon Gold a 2,6 GHz che utilizza 180 Gb di memoria fisica (RAM)), con ulteriori variazioni nei tempi di simulazione a seconda della configurazione hardware e della complessità del modello. I residui rappresentativi del trasferimento dei dati sono mostrati nel grafico (Figura 9B-4) e i dati della soluzione vengono stampati nella console (Figura 9B-5). Nelle prime iterazioni, la convergenza dei residui di trasferimento dati potrebbe non essere completamente ottenuta fino a quando non viene raggiunto uno stato di equilibrio. Questo è descritto in modo più dettagliato nella didascalia della Figura 9B.
  5. Al termine della simulazione, i risultati possono essere post-elaborati all'interno del software commerciale o in un software separato, a seconda del tipo di esportazione dei dati descritto nel passaggio 4.19.

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Representative Results

Vengono presentati risultati rappresentativi sia per i marcatori biomeccanici stabiliti che per quelli emergenti della progressione dell'aterosclerosi. Metriche consolidate come WSS e risultati derivati da WSS (tra cui lo sforzo di taglio della parete mediato nel tempo (TAWSS) e l'indice di taglio oscillatorio (OSI)) sono visualizzate nella Figura 10. Lo stress da taglio della parete durante il ciclo cardiaco è in gran parte guidato dalla velocità del sangue, tuttavia, la geometria dell'arteria e il suo movimento / contrazione svolgono un ruolo significativo nella sua distribuzione spaziale. Questo può essere visto nei contorni TAWSS e OSI, con OSI, una misura del ricircolo del flusso, essendo stato collegato alla formazione di aterosclerosi. Tali variazioni sono rappresentative di restringimenti / curve e della natura complessa della geometria delle arterie. I risultati vicino all'ingresso e all'uscita dovrebbero essere ignorati in quanto saranno significativamente influenzati dalle condizioni al contorno. Mentre WSS come valore scalare è stato ben studiato, il campo vettoriale sottostante, che presenta sia un valore scalare che una direzione, ha ricevuto molta meno attenzione. Qui il campo vettoriale dello sforzo di taglio della parete è mostrato nella Figura 11, con le aree evidenziate per mostrare le regioni di attrazione ed espansione, che potrebbero influenzare i processi di trasporto vicino alla parete. La regione distale in particolare mostra una significativa regione di attrazione, rappresentativa di improvvisi cambiamenti nell'area del lume, che potrebbe suggerire un sito di rischio per l'aterogenesi. Le regioni di attrazione ed espansione sono state valutate visivamente qui; tuttavia, questo risultato potrebbe essere esteso attraverso un'ulteriore post-elaborazione per estrarre numericamente la struttura topologica sottostante e i punti fissi54. Tali regioni di attrazione/ espansione sono rappresentative dei cambiamenti nell'area del lume e nelle regioni di biforcazione.

Anche le caratteristiche del flusso intraluminale (lontano dalla parete del lume) potrebbero svolgere un ruolo importante nella progressione dell'aterosclerosi. L'elicità normalizzata locale (LNH), una misura dell'allineamento tra la velocità del sangue e i vettori di vorticità, è utile per visualizzare le caratteristiche del flusso intraluminale controrotante26 ed è mostrato nella Figura 12. Una netta differenza può essere vista tra le sezioni prossimale e distale dell'arteria. Se la simulazione sviluppata fosse sub-ottimale (cioè, le condizioni al contorno fossero molto vicine alla regione analizzata o la geometria prossimale come le curve fosse omessa per concentrarsi su una lesione specifica), questo risultato potrebbe essere significativamente influenzato, quindi, influenzando l'associazione con i cambiamenti nella morfologia della placca. Questo è evidenziato nell'inserto nella Figura 12. Infine, le sollecitazioni all'interno della parete arteriosa vengono analizzate utilizzando lo stress efficace di Von Mises e sono presentate in Figura 13. Si noti la regione di stress elevata all'uscita (distale) a causa della condizione al contorno, che dovrebbe essere ignorata. Lo stress di Von Mises (VMS) è influenzato da una combinazione di spessore del cappuccio fibroso, geometria dell'arteria, proprietà del materiale, velocità / pressione del sangue e movimento / contrazione dell'arteria. A causa di ciò, è necessaria la simulazione biomeccanica per determinare le sollecitazioni nella parete che derivano dall'interazione non lineare tra questi fattori. Il sottile cappuccio fibroso nella regione prossimale provoca il maggiore stress, con la distribuzione transitoria sul ciclo cardiaco guidata dal movimento delle arterie. Questo è rappresentativo della natura sottile del cappuccio fibroso. Al contrario, nella regione distale, il VMS risultante dal cappuccio fibroso è prevalentemente guidato dalla pressione sanguigna. L'acquisizione di questi risultati è possibile solo attraverso simulazioni FSI completamente accoppiate a causa della non linearità intrinseca nella simulazione. Queste variazioni potrebbero svolgere un ruolo ancora indefinito nella progressione dell'aterosclerosi.

Infine, l'area del lume, l'arco lipidico totale e lo spessore minimo del cappuccio fibroso sono stati confrontati tra l'imaging OCT di base e di follow-up. Questi risultati sono mostrati nella Figura 14, con immagini dello Strumento di personalizzazione di Office di regioni selezionate mostrate per la visualizzazione delle modifiche. I risultati sono generalizzati nelle regioni evidenziate per comprendere il ruolo che WSS, flusso intraluminale e stress strutturali hanno sulla progressione della lesione; tuttavia, potrebbe essere effettuata un'ulteriore post-elaborazione per confrontare quantitativamente i risultati biomeccanici in ciascuna posizione della sezione trasversale OCT con i cambiamenti nella composizione della placca. La progressione della lesione dell'arteria media è stata associata a TAWSS e VMS inizialmente bassi, modelli LNH disturbati e ha visto una forte regione di attrazione WSS (WSSat) e OSI. Si noti che questa lesione non è stata inclusa nella geometria iniziale a causa delle sue piccole dimensioni e delle spese computazionali aggiuntive e della complessità associate alla sua inclusione. Questo è direttamente in contrasto con la regione prossimale, che ha visto modelli LNH più coerenti, TAWSS e VMS elevati e regione di espansione WSS più debole e OSI associata alla riduzione dell'arco lipidico e un cappuccio fibroso più sottile. La lesione distale ha visto la progressione più significativa ed è stata associata a un VMS moderato che è stato guidato dalla pressione sanguigna, non dal movimento delle arterie, a differenza delle regioni a monte. Se presi insieme, questa metodologia e i risultati potrebbero essere utilizzati per sviluppare un quadro più completo del rischio potenziale di un paziente, a condizione che sia possibile produrre un numero maggiore di simulazioni per comprendere meglio la significatività statistica dei risultati.

C10 (MPa) C01 (MPa) C20 (MPa) C11 (MPa) C02 (MPa) d (Pa-1)
Arteria -0.19 2.03 11.3 -0.19 20.1 1,00E-05
Lipide -0.17 0.21 5.02 -1.88 13.5 1,00E-05

Tabella 1: Proprietà del materiale per la parete arteriosa e lipidi utilizzando un modello Mooney-Rivlin a cinque parametri.

Strutturale
Dimensione media delle maglie (mm) Elementi target su gap Inclinazione media delle maglie Numero di elementi Variazione massima dello stress principale (%)
Grossolano 0.17 2 0.25 1,266,029 4.7
Medio 0.14 3 0.25 1,657,589 -
Bene 0.11 4 0.24 3,382,733 1.28
Fluido
Dimensione media delle maglie (mm) Dimensione massima del viso (mm) Inclinazione media delle maglie Numero di elementi Variazione dello sforzo di taglio della parete (%)
Grossolano 0.17 0.15 0.23 527,103 6.42
Medio 0.14 0.12 0.22 772,767 -
Bene 0.11 0.09 0.22 1,392,534 1.85

Tabella 2: Risultati dell'indipendenza delle maglie per tre diverse dimensioni di maglia testate.

Figure 1
Figura 1: Flusso di lavoro per l'esecuzione di analisi dell'interazione fluido-struttura dall'imaging del paziente. Fare clic qui per visualizzare una versione più ampia di questa figura.

Figure 2
Figura 2: Schema del processo di allineamento delle immagini OCT tra la linea di base e il follow-up prima di estrarre il bordo del lume. (A) Schema dell'allineamento della sezione trasversale OCT basato su punti di riferimento come la biforcazione prossimale (*) e il ramo laterale distale (^) per selezionare le immagini corrispondenti dallo stesso segmento dell'arteria sia al basale che al follow-up. (B) Visualizzazione del processo di selezione dei punti per il centro e la scala del catetere (croci rosse) e del punto iniziale del lumen in base alla linea della sezione trasversale (tratteggiato bianco) e al contorno del lume (punti bianchi). Fare clic qui per visualizzare una versione più grande di questa figura.

Figure 3
Figura 3: Cenni sul processo di ricostruzione del retro dei lipidi e del bordo esterno della parete arteriosa in regioni ad alta attenuazione. Selezione manuale dei punti visibili sulla membrana elastica esterna (croci rosse); proiezione di un'ellisse montata sui punti selezionati per formare la stima della sezione trasversale dell'arteria esterna (linea tratteggiata bianca); selezione manuale della superficie lipidica interna (punti blu); proiezione del retro lipidico (punti gialli) restringendo la stima della parete esterna per raggiungere lo spessore del retro desiderato. Si noti anche una panoramica delle misurazioni utilizzate per i confronti delle lesioni (area del lume, spessore del cappuccio fibroso e arco lipidico). Fare clic qui per visualizzare una versione più grande di questa figura.

Figure 4
Figura 4: Cenni sulla selezione del punto del catetere dell'angiogramma biplano e sulla ricostruzione tridimensionale. (A) Angiogramma con punti di scala e curva del catetere evidenziati. (B) Sezioni trasversali del lume (blu) basate su OCT ruotate e posizionate lungo l'asse di mezzeria del catetere tridimensionale (punti rossi). Fare clic qui per visualizzare una versione più grande di questa figura.

Figure 5
Figura 5: Layout software per la generazione di geometria tridimensionale. (A) Creazione di modelli solidi 3D: (1) Menu a discesa per le operazioni; (2) Sezioni trasversali 3D importate estratte da PTOM; (3) Loft tra sezioni trasversali per creare solidi; (4) Operazione booleana per unire/sottrarre corpi solidi; (5) Topologia condivisa creando una parte con arteria e lipidi. (B)I componenti finali della geometria solida 3D, inclusi i tre lipidi, la linea mediana del catetere, il lume e la parete arteriosa. Si noti che un piccolo lipide a metà sezione non è stato considerato nella ricostruzione a causa delle sue piccole dimensioni e del costo computazionale aggiunto associato alla sua inclusione. Fare clic qui per visualizzare una versione più grande di questa figura.

Figure 6
Figura 6: Condizioni al contorno applicate alla simulazione. (A) Grafico dello spostamento nelle direzioni x, y e z per le sezioni prossimale (ingresso) e distale (uscita) dell'arteria estratte dall'angiografia. (B) Condizioni al contorno di velocità e pressione per l'ingresso e l'uscita, rispettivamente, dalla letteratura. Fare clic qui per visualizzare una versione più grande di questa figura.

Figure 7
Figura 7: Layout software per la configurazione strutturale. (A) Corpi solidi e loro definizioni delle proprietà dei materiali; (B) Impostazioni mesh; (C) Impostazioni del risolutore/analisi; (D) Interfaccia fluido-solido applicata alla parete interna dell'arteria; (E) Condizioni al contorno di spostamento applicate all'ingresso e all'uscita; (F) Soluzione post-elaborazione. Fare clic qui per visualizzare una versione più grande di questa figura.

Figure 8
Figura 8: Layout del software per la configurazione del fluido. ( A )Impostazionigenerali del risolutore; (B) Impostazioni del modello di turbolenza; (C) Interfaccia utente console/testo per comandi digitati; (D) Impostazione delle proprietà fluide; (E) Compilatore di funzioni definite dall'utente; (F) Impostazioni delle condizioni al contorno per le selezioni denominate specificate; (G) Impostazioni dinamiche della mesh e impostazione della zona di interazione fluido-struttura; (H) Impostazioni e controlli del Risolutore; (I) Specificazione dei criteri di convergenza residua; (J) Regione per definire funzioni personalizzate come LNH; (K) Impostazione del calcolo per timestep e iterazioni; (L) Impostazioni del formato di esportazione dei dati; (M) Inizializzazione della soluzione. Fare clic qui per visualizzare una versione più grande di questa figura.

Figure 9
Figura 9: Schema dell'interfaccia di accoppiamento del sistema. (A) Layout finale del flusso di lavoro di interazione fluido-struttura accoppiato. (B) Layout software per la configurazione dell'accoppiamento del sistema e la simulazione risolvere: (1) Impostazioni di analisi; (2) Interfacce fluido-struttura per i componenti strutturali e fluidi; (3) Trasferimenti di dati; (4) Monitoraggio dei residui di accoppiamento del sistema; (5) Informazioni sulla soluzione. Mentre la convergenza dei componenti strutturali e fluidi può essere ottenuta in ogni fase, i residui di trasferimento dei dati potrebbero non convergere insieme nei primi passaggi temporali. Al settimo passaggio, i residui di trasferimento dei dati vengono tracciati entro il 10% l'uno dall'altro, mostrando una buona convergenza. Per una convergenza completa, i trasferimenti di dati devono anche raggiungere i criteri di destinazione, con l'impostazione predefinita impostata su meno due (scala logaritmica), mostrata nella freccia verde. L'inizio di ogni nuovo passaggio temporale è delineato dalle frecce blu. In questo caso, l'aumento del numero di iterazioni di accoppiamento del sistema potrebbe consentire ai trasferimenti di dati di convergere prima, ma aggiunge costi computazionali alla simulazione. La convergenza della simulazione è stata raggiunta dalla fase 11 in poi. Fare clic qui per visualizzare una versione più grande di questa figura.

Figure 10
Figura 10: Risultati rappresentativi dello sforzo di taglio della parete. (A) Sforzo di taglio della parete mediato nel tempo, (B) indice di taglio oscillatorio e (C) sforzo di taglio della parete durante il ciclo cardiaco nelle quattro posizioni definite sul contorno (A). Le variazioni del risultato dello sforzo di taglio della parete sono guidate da una combinazione della forma del lume, del suo movimento / flessione e della velocità del sangue, con conseguente picco dello stress da taglio sul lipide distale (punto quattro). Le fluttuazioni osservate nelle fasi temporali iniziali sono il risultato della simulazione che trova l'equilibrio e non devono essere considerate ulteriormente quando si interpretano i risultati. Fare clic qui per visualizzare una versione più grande di questa figura.

Figure 11
Figura 11: Campo vettoriale di sollecitazione di taglio della parete colorato di magnitudine (scala inversa). Le analisi del campo vettoriale sottostante mostrano la promessa di una migliore comprensione dei processi di trasporto vicino alla parete, con regioni di attrazione ed espansione (inserto evidenziato) che suggeriscono rispettivamente condizioni di flusso aterogenrone e ateroprotettivo vicino alla parete. Le regioni di attrazione sono viste in modo più significativo nelle regioni distali suggerendo un potenziale rischio di progressione della lesione. Fare clic qui per visualizzare una versione più grande di questa figura.

Figure 12
Figura 12: Valori di elicità normalizzata locale mediati del ciclo per strutture di flusso rotanti a destra (positive) e a sinistra (negative). Le posizioni distali vedono disturbi maggiori nelle strutture di flusso controrotanti rispetto alla regione prossimale. Una simulazione non ottimale (inserto mostrato) focalizzata sulla placca distale con troppo poco della geometria prossimale inclusa ha portato a varie strutture di flusso elicoidale che alterano le associazioni osservate tra risultati biomeccanici e progressione della placca. Fare clic qui per visualizzare una versione più grande di questa figura.

Figure 13
Figura 13: Risultati rappresentativi della distribuzione dello stress di von Mises. ( A )Distribuzionedello stress di Von Mises nella parete dell'arteria. Le regioni ad alto stress si trovano nei siti di spessore minimo del cappuccio fibroso. Le spalle della placca producono intensificatori di stress. (B)Diagramma dello stress di Von Mises nel tempo per un ciclo cardiaco, con la distribuzione transitoria influenzata da una combinazione di morfologia della placca, pressione sanguigna, velocità / quantità di moto del sangue e movimento dell'arteria (flessione ciclica e compressione). I punti numerati nella lettera B) corrispondono a quelli indicati nella lettera A). Si noti la differenza tra i punti uno e quattro; entrambi risultano su un cappuccio fibroso; tuttavia, lo stress nella prima posizione è guidato dal movimento / flessione dell'arteria, mentre il quarto punto è dominato dalla pressione sanguigna. Fare clic qui per visualizzare una versione più grande di questa figura.

Figure 14
Figura 14: Variazione rappresentativa delle caratteristiche della placca e dei vasi misurate rispetto ai risultati biomeccanici. (A) Area del lume, (B) somma totale dell'angolo dell'arco lipidico e (C) confronto dello spessore minimo del cappuccio fibroso tra l'imaging di base e di follow-up. Le immagini di base e di follow-up sono mostrate corrispondenti alla distanza assiale contrassegnata dalle frecce verdi. Il comportamento generale per lo sforzo di taglio medio della parete (TAWSS), l'indice di taglio oscillatorio (OSI), la regione di attrazione dello sforzo di taglio della parete (WSSat), l'elicità normalizzata locale (LNH) e lo stress di Von Mises (VMS) è mostrato nelle regioni evidenziate. I marcatori rappresentano valori aumentati, diminuiti e neutri rispettivamente per la freccia rossa, la freccia verde e la linea nera. Fare clic qui per visualizzare una versione più grande di questa figura.

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Discussion

L'uso di metodi FSI per analizzare la biomeccanica coronarica è ancora un campo in via di sviluppo sia dal punto di vista della modellazione numerica che dei risultati clinici. Qui abbiamo descritto lo schema di impostazione di un'analisi FSI specifica per il paziente, basata sui metodi degli elementi finiti / volume finito, utilizzando l'OCT e l'imaging angiografico. Mentre il metodo che descriviamo qui utilizza un risolutore commerciale agli elementi finiti, la procedura può essere applicata a qualsiasi software compatibile con FSI. Ci sono ancora diverse limitazioni da migliorare nella metodologia. In primo luogo, riconosciamo la limitazione di presentare solo risultati rappresentativi per un singolo paziente; tuttavia, presentiamo l'attuale protocollo per delineare meglio il processo di simulazione FSI biomeccanica delle arterie nella speranza che la metodologia presentata possa essere ulteriormente sviluppata e applicata a coorti più grandi in futuro. Inoltre, durante la fase di analisi dell'immagine, gran parte del processo descritto è manuale, introducendo una potenziale variabilità interosservatore durante la segmentazione del lume, dei lipidi e della parete esterna. Ulteriori sviluppi possono essere fatti per automatizzare questi processi55 o includere più analisi di esperti che saranno particolarmente utili per fornire un confronto più robusto tra le immagini di base e di follow-up. Anche l'imaging OCT utilizzato in questa procedura non era ECG-gated, con conseguente leggero disallineamento delle sezioni trasversali a causa del movimento / contrazione cardiaca. Tenere conto di questo in futuro potrebbe anche aumentare l'accuratezza del confronto.

Poiché lo studio si è concentrato sulla relazione tra forze biomeccaniche e composizione della placca, è stato adottato un approccio centrato sull'OCT per utilizzare l'elevata precisione dell'OCT (10-20 μm). Questo, tuttavia, presenta sfide a causa della significativa attenuazione che deriva dalla limitata profondità di penetrazione tissutale dell'OCT8. A differenza delle tecniche puramente CFD, che richiedono solo dettagli sulla forma del lume dalle immagini OCT per le analisi dei fluidi, FSI richiede anche informazioni dettagliate sui lipidi e sulla parete arteriosa. Per superare questa limitazione è stata presentata una tecnica di stima in questa metodologia, poiché durante la normale pratica clinica viene utilizzata una sola modalità di imaging intravascolare. Dovrebbero essere intraprese ricerche future per convalidare l'accuratezza di questa tecnica e il suo impatto sui risultati biomeccanici attraverso la co-registrazione di IVUS e PTOM. Per questa procedura, abbiamo ipotizzato che questo impatto sia trascurabile, poiché la forma del lume e lo spessore del cappuccio fibroso56,57 sono generalmente i driver più dominanti dei risultati di stress nel muro. La combinazione di OCT e ultrasuoni intravascolare (IVUS) potrebbe superare questa difficoltà58; la superiore penetrazione tissutale di IVUS che consente l'analisi delle caratteristiche della placca e un aumento quasi 10 volte della risoluzione spaziale di OCT che porta a una rappresentazione del lumen altamente accurata59. Gli sviluppi nei cateteri multimodali rappresentano un'opportunità significativa per affrontare questo problema in futuro58. Allo stesso modo, per le linee di mezzeria angiografiche, un'ulteriore automazione per tenere conto in modo più accurato della panoramica della tabella, della compressione / rilassamento delle arterie e dello scorcio può essere effettuata basandosi su questa metodologia60.

La simulazione numerica può essere ulteriormente migliorata includendo la natura anisotropica del tessuto coronarico. Il tessuto iperelastico isotropo descritto nella metodologia non considera l'impatto della microstruttura arteriosa. Questo ha dimostrato di essere importante per l'entità dello stress e la distribuzione nella parete arteriosa31. L'anisotropia tissutale potrebbe essere inclusa in futuro creando modelli di materiali definiti dall'utente. I solutori alternativi agli elementi finiti hanno anche modelli iperelastici anisotropi incorporati sviluppati specificamente per il comportamento biologico dei tessuti, come il modello Holzapfel-Gasser-Odgen61. Le simulazioni attuali sono anche limitate utilizzando principalmente i dati forniti dalla letteratura42 asportati dai cadaveri e testati meccanicamente al di fuori dell'ambiente fisiologico. Man mano che le tecniche di imaging intravascolare migliorano, vediamo anche la possibilità di definire le proprietà dei tessuti su misura per ogni paziente specifico. Allo stesso modo, l'intima, i media e l'avventizia sono stati semplificati in una struttura a strato singolo poiché separare questi strati dall'OCT presenta delle sfide, specialmente quando si garantisce che non si verifichi alcuna sovrapposizione nel processo di ricostruzione. Anche il costo numerico aggiunto è significativo, richiedendo ulteriori indagini per trovare l'equilibrio tra costo / tempo e precisione in quanto i livelli multipli svolgono un ruolo nella risposta complessiva allo stress62,63.

Inoltre, dal punto di vista del flusso intravascolare, mentre presentiamo solo risultati rappresentativi di LNH, in letteratura sono stati sviluppati diversi indici di flusso elicoidale, con risultati come l'indice h2, che quantifica l'intensità dell'elicità, suggerito come ateroprotettivo. Questi indici possono essere aggiunti al protocollo definendoli in funzioni di campo personalizzate (passo 4.16) allo stesso modo di LNH e indirizziamo i lettori interessati alla letteratura citata24,25,51 per ulteriori informazioni.

Infine, la nostra metodologia si limita ad applicare le condizioni al contorno di velocità e pressione misurate in letteratura, piuttosto che quelle misurate specifiche del paziente. Ciò potrebbe essere migliorato estraendo la velocità del sangue e le condizioni al contorno della pressione specifiche per ciascun paziente utilizzando l'ecocardiografia doppler64 e le misurazioni quantitative / frazionarie della riserva di flusso65 in futuro. Tali miglioramenti sarebbero particolarmente utili per garantire che lo spostamento delle arterie possa essere esattamente abbinato alla velocità del sangue e alle fasi di pressione (in particolare la sistole di inizio / fine), qualcosa per cui forniamo una stima in questa analisi. Inoltre, mentre è stato suggerito che le condizioni al contorno del fluido influiscono solo sulla regione molto vicina del confine, la regione di interesse per la valutazione della crescita / regressione della placca del rimodellamento dovrebbe essere impostata intorno alla sezione centrale della geometria di simulazione per ridurre al minimo qualsiasi impatto di queste condizioni di ingresso e uscita. L'impatto della simulazione di una sezione arteria non ottimale troppo corta è stato evidenziato nella Figura 12, dove le condizioni di ingresso e uscita influenzano notevolmente i risultati presentati, piuttosto che la geometria e la dinamica dell'arteria. Ciò avrà conseguenze dirette per la capacità predittiva se non adeguatamente contabilizzato. Inoltre, mentre presentiamo una simulazione utilizzando il modello di viscosità non newtoniano della legge di potenza basato su suggerimenti nella letteratura46,48,indagini più recenti47 hanno suggerito il modello di Carreau come un modello di viscosità più appropriato. Diversi modelli di viscosità possono essere scelti nel passaggio 4.7 del protocollo. Costruendo direttamente da questa metodologia, l'incorporazione di questi progressi potrebbe aumentare notevolmente la specificità e l'accuratezza dei risultati in futuro.

Durante lo sviluppo del modello solido, è importante adottare misure per migliorare la probabilità di una mesh di alta qualità e ridurre le regioni soggette a errori. La condivisione della topologia tra la parete lipidica e arteriosa è un primo passo importante, che consente di condividere i nodi mesh tra le superfici solide quando viene eseguita la fase di meshing. Condividendo i nodi, si riduce la possibilità di errori associati all'allineamento imperfetto della mesh e alla penetrazione della mesh, un rischio non insignificante a causa della complessa geometria del modello. Dopo la configurazione dei componenti di analisi solida e fluida, è anche fondamentale verificare l'indipendenza della rete. Ciò garantisce che tutti i risultati non siano influenzati dalle dimensioni della mesh generata. Per l'indipendenza delle maglie, i risultati dovrebbero rimanere stabili nonostante i cambiamenti nelle dimensioni delle maglie. Per calcoli efficienti, scegli la mesh più grande possibile (minor numero di elementi) che garantisca questa indipendenza. Inoltre, garantire che convergano sia i residui basati su Fluent che i trasferimenti di dati di accoppiamento del sistema convergano è un passaggio critico. In generale, è buona norma che i residui di trasferimento dei dati strutturali e fluidi convergano entro il 10% l'uno dall'altro alla fine di ogni fase temporale. Quando la simulazione trova uno stato di equilibrio, le prime iterazioni di qualsiasi simulazione FSI a volte non convergono completamente, come descritto in precedenza nella Figura 7. Generalmente, dopo che il primo 5%-10% del tempo di simulazione è completo, la convergenza dovrebbe essere raggiunta per ogni fase. Mentre dimostriamo anche la metodologia qui su un ciclo cardiaco, una semplificazione frequentemente fatta nella biomeccanica coronarica, sono spesso necessari più cicli cardiaci per la convergenza numerica. A causa del costo computazionale associato alle simulazioni di biomeccanica coronarica, tuttavia, i cicli cardiaci multipli spesso non sono fattibili. Questa è una limitazione che merita un ulteriore sviluppo.

Diversi possibili errori possono anche sorgere durante la simulazione. I più comuni di questi sono la distorsione / deformazione dell'elemento dal lato strutturale e il volume negativo della cella dal lato del fluido. La distorsione degli elementi può derivare da intensificatori di sollecitazione come punti di pizzicamento / aree di scarsa qualità degli elementi o dalla forza applicata che supera la resistenza del materiale. Per trovare le posizioni in cui si verificano errori, inserire i residui di Newton-Raphson (da sotto la scheda Soluzione in strutturale transitorio). I residui di Newton-Raphson mostreranno le regioni della geometria con il più grande errore residuo. Se la qualità della mesh è bassa in questa regione, la raffinazione della mesh può essere d'aiuto. Anche la visualizzazione della convergenza forza/spostamento dall'elenco a discesa nella scheda Soluzione può aiutare a risolvere questo errore. Dal punto di vista del fluido, il volume negativo della cella è generalmente associato alle impostazioni della mesh dinamica. Esaminate attentamente queste impostazioni e provate ad aumentare il margine tra le dimensioni massime/minime della zona mesh e i massimi/minimi specificati manualmente. Anche gli elementi superficiali/di scarsa qualità nella regione limite possono influire su questo errore a causa della deformazione che si verifica durante l'accoppiamento del sistema. La revisione della qualità della mesh nell'area di confine può anche essere utile per la risoluzione dei problemi. Durante la risoluzione dei problemi, la risoluzione separata dei componenti strutturali e fluidi può ridurre il tempo dedicato alla risoluzione degli errori.

Andando avanti, la simulazione basata su FSI mostra un potenziale significativo per le analisi delle lesioni coronariche in quanto supera i limiti degli approcci puramente strutturali o fluidi (CFD). La metodologia presentata ha anche ulteriori applicazioni nello stenting coronarico66,nella funzione ventricolare67e nell'analisi spontanea della dissezione coronarica68. Tuttavia, rimane la sfida di correlare i risultati biomeccanici ai risultati clinici. Ciò rimane difficile a causa del costo di calcolo associato alle tecniche FSI, limitando il numero di analisi che possono essere eseguite in tempi realistici. Ciò significa che attualmente i risultati non possono essere utilizzati in tempo quasi reale (come nel laboratorio di cateterizzazione) per assistere direttamente l'intervento coronarico percutaneo (PCI), ma piuttosto sono analisi retrospettive che portano a ritardi nell'accesso ai dati. Questo lasso di tempo può ancora essere utile per guidare le procedure PCI in fase o individualizzare la farmacoterapia più aggressiva o la sorveglianza per le lesioni coronariche non colpevoli che sono identificate come ad alto rischio di progressione o destabilizzanti a causa del loro profilo biomeccanico. Con l'emergere di più marcatori biomeccanici con potenziali collegamenti al CAD, un approccio multifattoriale in grado di simulare e confrontare i risultati fornirà un quadro più chiaro della relazione tra biomeccanica arteriosa e siti di ateropatrone, una possibilità che le simulazioni FSI sono posizionate in modo univoco per completare. La possibilità per questa simulazione FSI di integrare e informare ulteriormente gli algoritmi di apprendimento automatico potrebbe anche superare le limitazioni associate a ciascun approccio separato69. Nel complesso, questa metodologia può aiutare a prevedere la progressione dell'aterosclerosi coronarica e, con un ulteriore sviluppo, potrebbe diventare parte integrante della cura del paziente ad alto rischio.

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Disclosures

Gli autori non hanno conflitti da dichiarare per quanto riguarda la preparazione di questo articolo. S.J.N. ha ricevuto supporto alla ricerca da AstraZeneca, Amgen, Anthera, Eli Lilly, Esperion, Novartis, Cerenis, The Medicines Company, Resverlogix, InfraReDx, Roche, Sanofi-Regeneron e Liposcience ed è consulente per AstraZeneca, Akcea, Eli Lilly, Anthera, Kowa, Omthera, Merck, Takeda, Resverlogix, Sanofi-Regeneron, CSL Behring, Esperion e Boehringer Ingelheim. P.J.P. ha ricevuto supporto alla ricerca da Abbott Vascular, spese di consulenza da Amgen ed Esperion e onorari di relatori da AstraZeneca, Bayer, Boehringer Ingelheim, Merck Schering-Plough e Pfizer.

Acknowledgments

Gli autori desiderano riconoscere il supporto fornito dall'Università di Adelaide, dal Royal Adelaide Hospital (RAH) e dal South Australian Health and Medical Research Institute (SAHMRI). Lo studio COCOMO-ACS è uno studio avviato dallo sperimentatore finanziato da sovvenzioni del National Health and Medical Research Council (NHMRC) dell'Australia (ID1127159) e della National Heart Foundation of Australia (ID101370). H.J.C. è supportato da una borsa di studio del Westpac Scholars Trust (Future Leaders Scholarship) e riconosce il sostegno dell'Università di Adelaide, della School of Mechanical Engineering e della borsa di studio del Department of Education, Skills and Employment Research Training Program (RTP). S.J.N. riceve una Principal Research Fellowship dal NHMRC (ID1111630). P.J.P. riceve una Future Leader Fellowship di livello 2 dalla National Heart Foundation of Australia (FLF102056) e una Borsa di studio per lo sviluppo della carriera di livello 2 dall'NHMRC (CDF1161506).

Materials

Name Company Catalog Number Comments
ANSYS Workbench (version 19.0) ANSYS Commercial finite element solver
MATLAB (version 2019b) Mathworks Commercial programming platform
MicroDicom/ImageJ MicroDicom/ImageJ Open Source DICOM reader
Visual Studio (version 2019) Microsoft Commercial Integrated Development Environment

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Tomografia a coerenza ottica basata sull'analisi dell'interazione fluido-struttura biomeccanica della progressione dell'aterosclerosi coronarica
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