JoVE Logo
Authors
Contact Us

Sign In

A subscription to JoVE is required to view this content. Sign in or start your free trial.

In This Article

  • Summary
  • Abstract
  • Introduction
  • Protocol
  • النتائج
  • Discussion
  • Disclosures
  • Acknowledgements
  • Materials
  • References
  • Reprints and Permissions

Summary

هناك حاجة لتحديد الآفات تصلب الشرايين التي سوف تتقدم في الأوعية الدموية التاجية لتوجيه التدخل قبل احتشاء عضلة القلب يحدث. توضح هذه المقالة النمذجة الميكانيكية الحيوية للشرايين من التصوير المقطعي للتماسك البصري باستخدام تقنيات التفاعل بين بنية السوائل في حلال عنصر محدود تجاري للمساعدة في التنبؤ بهذا التقدم.

Abstract

في هذه الورقة، نقدم سير عمل كامل للتحليل الميكانيكي الحيوي للبلاك تصلب الشرايين في الأوعية الدموية التاجية. ومع وجود تصلب الشرايين كأحد الأسباب الرئيسية للوفاة والمراضة والعبء الاقتصادي على الصعيد العالمي، هناك حاجة إلى طرق جديدة لتحليل تطوره والتنبؤ به. إحدى هذه الطرق الحسابية هي استخدام تفاعل بنية السوائل (FSI) لتحليل التفاعل بين تدفق الدم ومجالات الشريان / البلاك. إلى جانب التصوير في الجسم الحي ، يمكن تصميم هذا النهج لكل مريض ، مما يساعد على التمييز بين اللويحات المستقرة وغير المستقرة. نحن نحدد عملية إعادة الإعمار ثلاثية الأبعاد ، والاستفادة من التصوير المقطعي للتماسك البصري داخل الأوعية الدموية (OCT) وتصوير الأوعية التاجية الغازي (ICA). يتم مناقشة استخراج الظروف الحدودية للمحاكاة ، بما في ذلك تكرار الحركة ثلاثية الأبعاد للشريان ، قبل إجراء الإعداد والتحليل في حلال عنصر محدود تجاري. يتم تحديد الإجراء لوصف خصائص فرط المرونة غير الخطية للغاية لجدار الشريان وسرعة / ضغط الدم النابض جنبا إلى جنب مع إعداد اقتران النظام بين المجالين. نحن نظهر الإجراء من خلال تحليل لوحة غير مذنبة ، غير متقشفة ، غنية بالدهون في المريض بعد احتشاء عضلة القلب. تتم مناقشة العلامات الراسخة والناشئة المتعلقة بتطور البلاك تصلب الشرايين ، مثل إجهاد القص الجداري والهلية المحلية العادية ، على التوالي ، وتتعلق بالاستجابة الهيكلية في جدار الشريان والبلاك. وأخيرا، نترجم النتائج إلى أهمية سريرية محتملة، ونناقش القيود، ونحدد مجالات لمزيد من التطوير. الطريقة الموصوفة في هذه الورقة تظهر وعدا للمساعدة في تحديد المواقع المعرضة لخطر تطور تصلب الشرايين، وبالتالي، يمكن أن تساعد في إدارة الموت والمراضة والعبء الاقتصادي الكبير من تصلب الشرايين.

Introduction

مرض الشريان التاجي (CAD) هو النوع الأكثر شيوعا من أمراض القلب وأحد الأسباب الرئيسية للوفاة والعبء الاقتصادي على الصعيد العالمي1،2. في الولايات المتحدة، يعزى ما يقرب من واحد من كل ثماني وفيات إلى3كندي ،4، في حين أن معظم الوفيات العالمية من CAD ينظر إليها الآن في البلدان المنخفضة والمتوسطة الدخل5. تصلب الشرايين هو المحرك الرئيسي لهذه الوفيات، مع تمزق البلاك أو تآكل مما يؤدي إلى انسداد الشريان التاجي وانحشاء عضلة القلب الحاد (AMI)6. حتى بعد إعادة الأوعية الدموية من الآفات التاجية الجاني, المرضى لديهم خطر كبير من الأحداث القلبية الوعائية السلبية الرئيسية المتكررة (MACE) بعد AMI, ويرجع ذلك إلى حد كبير إلى وجود المصاحبة لويحات أخرى غير الجاني التي هي أيضا عرضة لتمزق7. يوفر التصوير داخل القلب فرصة للكشف عن هذه اللويحات عالية الخطورة8. على الرغم من أن الموجات فوق الصوتية داخل الأوعية الدموية (IVUS) هي المعيار الذهبي لتقييم حجم البلاك ، إلا أنها محدودة الدقة لتحديد السمات الهيكلية الدقيقة للبلاك الضعيف على النقيض من الدقة العالية (10-20 ميكرومتر) للتصوير المقطعي للتماسك البصري (OCT). وقد ثبت غطاء ليفي رقيقة وملتهبة overlying بركة الدهون الكبيرة لتكون التوقيع الأكثر أهمية من لوحة ضعيفة9 ويتم تحديد أفضل وقياسها من قبل أكتوبر بين طرائق التصوير داخل القشرة المتاحة حاليا10. الأهم من ذلك، أكتوبر هو أيضا قادرة على تقييم ميزات البلاك الأخرى عالية الخطورة، بما في ذلك: قوس الدهون. تسلل الضامة؛ وجود فيبروما رقيقة الغطاء (TCFA)، والذي يعرف بأنه الأساسية الغنية بالدهون مع غطاء ليفي رقيقة مفرطة (<65 ميكرومتر)؛ تكلس متقطع؛ وقنوات دقيقة لوحة. وقد ارتبط الكشف OCT من هذه الميزات عالية الخطورة في لويحات غير الجاني بعد AMI مع ما يصل إلى 6 أضعاف زيادة خطر ال MACE11في المستقبل . ومع ذلك ، على الرغم من هذا ، فإن قدرة تصوير الأوعية وتصوير أكتوبر على التنبؤ باللويحات التاجية التي ستتقدم وتتمزق أو تتآكل في نهاية المطاف محدودة ، مع قيم تنبؤية إيجابية تتراوح بين 20٪ -30٪فقط 8. هذه القدرة التنبؤية المحدودة تعيق اتخاذ القرار السريري حول أي لويحات غير مذنب لعلاج (على سبيل المثال، عن طريق الدعامات)7،12.

بالإضافة إلى عوامل المريض والخصائص البيولوجية للبلاك ، فإن القوى الميكانيكية الحيوية في الشرايين التاجية هي أيضا محددات مهمة لتطور البلاك وعدم الاستقرار13. إحدى التقنيات التي تظهر وعدا بالمساعدة في التقييم الشامل لهذه القوى هي محاكاة التفاعل بين البنية السائلة (FSI)14. جدار القص الإجهاد (WSS), وتسمى أيضا الإجهاد القص البطانية, وقد تم نقطة محورية التقليدية للبحوث الميكانيكا الحيوية التاجية15, مع فهم عام أن WSS يلعب دورا المسببات في تشكيل تصلب الشرايين16. في الغالب محاكاة باستخدام تقنيات ديناميات السوائل الحسابية (CFD) ، ارتبطت مناطق WSS المنخفضة بشماكة17، وإعادة عرض الأوعية الدموية18 والتنبؤ بتطور الآفة19 وMACE20في المستقبل. وتشير التطورات الأخيرة في هذه التحليلات إلى طوبولوجيا حقل ناقلات WSS الأساسية21، وخصائصها متعددة الاتجاهات22، كمنبئ أفضل لخطر تصلب الشرايين من حجم WSS وحدها. ومع ذلك ، يلتقط WSS فقط لمحة عن النظام الميكانيكي الحيوي العام عند جدار التجويف ، ومثل طرائق التصوير ، لا يمكن لمقياس ميكانيكي حيوي واحد تمييز الميزات تصلب الشرايين عالية المخاطر بشكل موثوق.

المزيد من المقاييس آخذة في الظهور على أنها يحتمل أن تكون مهمة في تشكيل تصلب الشرايين. خصائص التدفق داخل الألومنيوم23 هي مثال واحد من هذا القبيل، مع تدفق حلي، كميا من خلال مؤشرات مختلفة24،واقترح أن تلعب دورا في الصفة الدرقية عن طريق قمع أنماط تدفق المضطربة25،26. في حين أن تقنيات CFD يمكن تحليل هذه الخصائص تدفق وتقديم مجموعة واسعة من النتائج المفيدة، فإنها لا تنظر في التفاعلات الكامنة بين تدفق الدم، وهيكل الشريان وحركة القلب العامة. هذا التبسيط للنظام الديناميكي إلى جدار جامد يفتقد النتائج الحرجة المحتملة مثل إجهاد الغطاء الليفي. في حين أن النقاش سواء بالنسبة للحاجة إلى FSI أو ضدها على CFD يستمر27،28،29، فإن العديد من المقارنات تهمل تضمين تأثير وظيفة البطين. يمكن التغلب على هذا القيد مع FSI ، والتي أظهرت أن الانحناء والضغط الديناميكي الذي يمارس على الشريان من خلال تأثير وظيفة البطين يمكن أن يؤثر بشكل كبير على البلاك والإجهاد الهيكلي الشرياني وكذلك مقاييس التدفق مثل WSS30،31،32. وهذا أمر مهم كما الضغوط الهيكلية هي أيضا مقياس رئيسي لتحليل والتنبؤ تمزق البلاك33،34 واقترح أن يشارك في تحديد موقع مع مناطق زيادة البلاك14،35. التقاط هذه التفاعلات يسمح لتمثيل أكثر واقعية للبيئة التاجية والآليات المحتملة لتطور المرض.

معالجة هذا ، وهنا نوضح عملية تطوير هندسة المريض محددة من التصوير أكتوبر36 وإعداد وتشغيل محاكاة FSI الشريان باستخدام حلالا عنصر محدود التجارية. يتم تفصيل عملية استخراج التجويف والدهون وجدار الشريان الخارجي يدويا قبل إعادة بناء حسابي ثلاثي الأبعاد لشرايين المريض. نحن نحدد مجموعة المحاكاة ، والاقتران وعملية مقارنة خط الأساس ، ومتابعة معلمات التصوير OCT لتحديد تطور الآفة. وأخيرا، نناقش ما بعد المعالجة للنتائج العددية وكيف يمكن أن يكون لهذه البيانات صلة سريرية من خلال مقارنة النتائج الميكانيكية الحيوية مع تطور/تراجع الآفة. يتم إظهار الطريقة العامة على غير الجاني، تم إجراء لويحات غنية بالدهون في الشريان التاجي الأيمن (RCA) لمريض قوقازي يبلغ من العمر 58 عاما قدم مع احتشاء عضلة القلب الحاد غير ST الارتفاع في وضع ارتفاع ضغط الدم ، وداء السكري من النوع 2 ، والسمنة (BMI 32.6) وتاريخ عائلي من CAD. وبعد 12 شهرا كجزء من تجربة سريرية جارية (COCOMO-ACS محاكمة ACTRN12618000809235). ونتوقع أن يتم تحسين هذه التقنية واستخدامها لتحديد اللويحات التاجية المعرضة لخطر كبير للتقدم.

Protocol

تم تحليل البيانات التالية غير المحددة من مريض تم تجنيده في التجربة الجارية التي يتم التحكم فيها عشوائيا من COCOMO-ACS (ACTRN12618000809235؛ وACTRN12618000809235؛ وACTRN12618000809235؛ وACTRN1261800809235؛ وACTRN1261800809235؛ وACTRN1261800809235؛ وACTRN126180080 الرقم المرجعي لمستشفى رويال أديلايد HREC: HREC/17/RAH/366)، مع موافقة إضافية على الأخلاقيات تمنحها خدمات أبحاث شبكة الصحة المحلية في وسط أديلايد (CALHN) لغرض المحاكاة الميكانيكية الحيوية (رقم مرجع CALHN 14179). يلخص الشكل 1 سير العمل الكامل المبين في البروتوكول التالي، والذي يمكن تطبيقه على أي برنامج أو رموز قادرة على FSI.

1. تقييم الصورة

  1. تطابق خط الأساس وOCC متابعة الصور باستخدام المعالم التشريحية مثل التشعبات واستخدام الصور على الفور قريبة من ثنائية الثنية وdistal إلى التشعب الأكثر قربا. الصور المتطابقة بين هذه المعالم هي التي يتعين تحليلها، كما هو موضح في الشكل 2A.
  2. OCT تومن المقطع العرضي
    1. تحميل كل صورة أكتوبر في رقمنة الصورة وانقر فوق لوضع علامة على النقاط في نقطة مركز القسطرة وحدود المقياس(الشكل 2B). تصدير هذه النقاط لاستخدامها لاحقا.
    2. وضع علامة يدويا على حافة التجويف ، بدءا من نفس الموقع في كل صورة ، مع التأكد من التقاط منحنيات التجويف بأقصى قدر ممكن من الدقة. ترك فجوة في قطعة أثرية القسطرة وعملية إعادة الإعمار سوف تتلاءم في جميع أنحاء هذه المنطقة في مرحلة لاحقة. تصدير هذه الملفات بتنسيق .dat وتكرار ذلك لكل صورة.
  3. OCT الجدار الخارجي والدهون
    1. في برنامج DICOM، استخرج الجدار الخارجي في مناطق التوهين العالية باستخدام أجزاء مرئية من الغشاء المرن الخارجي لتناسب القطع الناقص يدويا لتقدير موقع الجدار الخارجي، كما هو موضح في الشكل 3. انقر واسحب زر الماوس الأيسر لتحديد القطع الناقص والموضع بشكل مناسب.
    2. تعريف قوس الدهون يدويا، محسوبة إلى السنترويد التجويف، وسماكة غطاء ليفي، كما هو موضح في الشكل 3،عن طريق النقر وسحب زاوية وقياسات المسافة، على التوالي. وسوف تستخدم هذه لتحليل تطور الآفة جنبا إلى جنب مع منطقة التجويف.
    3. استيراد هذه الصور مضافا إلى رقمنة الصورة واختيار نقاط الجدار الخارجي يدويا، وذلك باستخدام القطع الناقص المجهزة كدليل في المناطق ذات التوهين عالية حيث الغشاء المرن الخارجي غير مرئية. كرر الخطوة 1.2.2 لتحديد وتصدير النقاط إلى تنسيق .dat.
    4. وبالمثل بالنسبة للدهون ، حدد سطح الدهون يدويا ، بدءا من نفس نهاية الدهون في كل حالة. استخدم دليل الجدار الخارجي الحذفي (الخطوة 1.3.1) للحصول على قوس خلفي متناسق. تصدير نقاط إلى ملف .dat وتكرار لجميع الصور مع الدهون الحالية، وترك فجوة عبر القطعة اليدوية guidewire كما هو موضح في الخطوة 1.2.2.
      ملاحظة: يتم تحليل تطور الآفة من خلال مقارنة ثلاثة مقاييس ، وهي منطقة التجويف وقوس الدهون وسماكة الغطاء الليفي ، والتي يمكن تقييمها مباشرة من عارض DICOM. تقنية لاستخراج الجدار الخارجي والظهر الدهون مطلوب بسبب عمق اختراق أكتوبر محدودة. تم استخدام OCT في هذا التحقيق بسبب التركيز على العلاقة بين تكوين البلاك والقوى الميكانيكية الحيوية.
  4. خط الوسط القائم على تصوير الأوعية
    1. تحميل الصورة الوعائية الأولى في صورة رقمية37. حدد حواف القسطرة لتوسيع نطاق الصورة في خطوات لاحقة، ثم وضع علامة يدويا على خط القسطرة الوسطى بدءا من علامة قريبة وتتحرك distally، مع نقاط متباعدة بالتساوي، كما هو مبين في الشكل 4A. تصدير البيانات إلى تنسيق .dat وتكرار لالطائرة الجيوغرافية الثانية.
      ملاحظة: بشكل عام، تحسن الطائرات ذات الزاوية الأكبر التي تبلغ 20 درجة بينها من قوة إعادة بناء خط الوسط ثلاثي الأبعاد. يجب أن يكون القسطرة وسلك دليل OCT مرئيين في كل صورة.

2. إعادة بناء ثلاثي الأبعاد

  1. إسقاطات تصوير الأوعية
    1. تحميل ملفات البيانات التي تم تصديرها في الخطوة 1.4. استخدم أول نقطتين لتوسيع نطاق البيانات إلى ملليمترات (يتم استخدام النقطتين الأوليين مع مواصفات القسطرة المعروفة ، 6F في هذه الحالة). طرح نقطة البيانات القريبة من النقاط المتبقية في كل مجموعة بيانات بحيث يبدأ المنحنى من أصل نظام الإحداثيات.
    2. توليد مصفوفات دوران لكل عرض جيوجرافيك، حيث تمثل Φ وRAO / LAO وزوايا CAU / CRA، على التوالي. نحن نستخدم زوايا LAO و CRA على أنها سالبة. المصفوفتان الدوران في x (روتx) و y (روتص) الاتجاهات، على التوالي، هي:
      figure-protocol-4286(1)
    3. ضرب مصفوفات الدوران معا، ثم ضربها بإحداثيات كل نقطة من الخطوة 2.1.1. المعادلة الناتجة:
      figure-protocol-4457(2)
      يعطي موقع ثلاثي الأبعاد من نقطة القسطرة على الطائرة الأوعية كل منها (Pt3D) عن طريق تدوير النقاط ثنائية الأبعاد التي تم تحديدها من كل صورة جيوجرافيك.
    4. حساب المتجه الطبيعي لكل مستوى جيوجرافي بضرب مصفوفات الدوران س و ص من قبل متجه الوحدة في اتجاه z. من موقع قريب إلى بعيد، قم بإسقاط كل نقطة بشكل طبيعي إلى مستوى كل منها وحساب نقطة الوسط لأقصر مسافة بين الإسقاطات. وهذا يؤدي إلى نقطة ثلاثية الأبعاد على سلك دليل أكتوبر في الفضاء.
    5. باستخدام الدالة "interparc" المتوفرة من تبادل الملفات المركزية MATLAB38، قم بتقسيم خط الوسط ثلاثي الأبعاد إلى نقاط متباعدة بالتساوي. يجب أن تكون التباعد بين النقاط مساويا للتباعد بين صور OCT، والذي يتم تحديده بواسطة سرعة السحب. هذه هي المواقع التي سيتم فيها وضع المقاطع العرضية في OCT.
  2. أكتوبر تناوب المقطع العرضي
    1. باستخدام ملف البيانات الذي يحتوي على مركز القسطرة ومقياسها، قم بتحويل كل مقطع عرضي من بكسل إلى مم باستخدام النقطتين الثانية والثالثة في ملف القياس. لتوسيط المقطع العرضي حول موقع القسطرة، قم بطرح النقطة الأولى في ملف التحجيم (مركز القسطرة) من جميع نقاط المقطع العرضي. حساب المتجه الطبيعي إلى المقطع العرضي (بالتوازي مع القسطرة في الشريان) عن طريق طرح نقطة خط الوسط ثلاثي الأبعاد من النقطة البعيدة التالية على طول منحنى القسطرة.
    2. تدوير المقطع العرضي OCT لمحاذاة عمودي إلى خط وسط القسطرة بضرب نقاط البيانات المتدرج بمصفوفة الدوران:
      figure-protocol-5931(3)
      أين
      figure-protocol-6011(4)
      و NXو NYو NZ هي x و y و z المكونات، على التوالي، من المتجه العادي المحسوب في القسم 2.1. أضف نقطة خط الوسط ثلاثي الأبعاد إلى جميع النقاط الدوارة في المقطع العرضي ، مما أدى إلى موقع المقطع العرضي في الفضاء ثلاثي الأبعاد(الشكل 4B).
    3. كرر الخطوات 2.2.1-2.2.2 لكل مقطع عرضي (التجويف والشريان والدهون). تصدير المقاطع العرضية إلى ملف نصي، والتي يمكن استيرادها إلى الكمبيوتر بمساعدة تصميم (CAD) البرمجيات لإنشاء الجسم الصلب النهائي.
  3. 3D إنشاء نموذج الصلبة
    1. في برنامج النمذجة ثلاثية الأبعاد، استيراد وتوليد المقاطع العرضية ملف واحد في وقت واحد. استيراد الملفات النصية التي تحتوي على المقاطع العرضية في برنامج النمذجة 3D عن طريق النقر على مفهوم مربع المنسدلة (الشكل 5A-1) واختيار منحنى 3D (الشكل 5A-2). انقر على إنشاء.
    2. لإنشاء مكون صلب، حدد جميع المنحنيات بالترتيب وعلي لهم معا (الشكل 5A-3)،وضمان إضافة المجمدة يتم تحديد لتوليد الصلبة الجديدة. نفذ هذه الخطوات للتشحيم والدهون والجدار الخارجي لإنشاء مواد صلبة منفصلة ، مما يضمن تمكين دمج الطوبولوجيا.
      ملاحظة: قد يكون من الضروري تخطي منحنى إذا تنشأ هندسة مشكوك فيها. في عملية إعادة الإعمار هذه، احذف شحمة صغيرة في منتصف القسم بسبب حجمها والتكلفة الحسابية المضافة والتعقيد العددي المرتبط بإدراجها.
    3. لطرح التجويف والدهون من جدار الشريان، إنشاء عملية منطقية من القائمة المنسدلة إنشاء واختيار الجسم المستهدف كما الجدار والدهون / التجويف والهيئات أداة لطرح التجويف والدهون من جدار الشريان (الشكل 5A-4).
    4. شارك الطوبولوجيا بين الجدار والدهون لضمان مشاركة العقد الشبكية في الخطوات المستقبلية. للقيام بذلك، تسليط الضوء يدويا على الجدار والدهون وانقر بزر الماوس الأيمن لتشكيل جزء جديد(الشكل 5A-5).
      ملاحظة: تضمن هذه الخطوة مشاركة العقد الشبكية بين الأسطح التي تمنع مناطق الاتصال غير السليمة أو اختراق الشبكة بين الطبقتين، مما يساعد بشكل كبير في مرحلة الحل. الهندسة النهائية للقسطرة centerline ، الدهون ، التجويف وجدار الشريان هو تصور في الشكل 5B.
  4. المعالجة المسبقة: شروط الحدود
    ملاحظة: قبل إعداد المحاكاة، هناك حاجة إلى ظروف حدود خاصة بالمرضى (قبل الميلاد). هنا تم استخدام الإزاحة المستخرجة من تصوير الأوعية ، والتي يتم تطبيقها على مدخل ومنفذ المحاكاة وسرعة تدفق الدم / الضغط الذي يقاس من المرضى البشريين والموصوف في الأدب39.
    1. التشريد
      1. كرر الخطوتين 1.4 و 2.1، ولكن اختيار علامات البعيدة والقربة فقط، بدءا من الصورة الوعائية التي تسبق مباشرة نهاية الدياستول. القيام بذلك لجميع الصور الوعائية على مدى دورة قلبية واحدة.
      2. تناسب تنعيم خطوط إلى س، ص ، و ض إحداثياتمجموعتين من النقاط. وهذا يؤدي إلى تشريد مناطق المدخل والمنفذ. تظهر النتائج التمثيلية لإزاحة المرضى في الشكل 6A.
        ملاحظة: بدأ تحليل الإزاحة في الصورة السابقة للدياستول النهائي إلى أفضل مراحل المطابقة بين الإزاحة المستخرجة وملامح الضغط والسرعة المطبقة الموجودة في القسم 3.1.2، الذي تبدأ مرحلته الانقباضية عند 0.1 ثانية (المقابلة للمباعدة بين الصور الوعائية). عند استخراج الحركة، تأكد من عدم وجود تحريك/حركة صورة في جميع أنحاء مجموعة الصور.
    2. سرعة الدم / الضغط
      1. إنشاء ملفات تعريف تصف سرعة الدم النابض والضغط عن طريق تجميع الوظائف المعرفة من قبل المستخدم (UDF). هنا تم تطبيق ملامح عابرة قياسها من المرضى الإنسان في الأدب 39، على غرار سلسلة فورييه ، وصفت رياضيا من قبل :
        figure-protocol-9714,     (5)
        حيث t هو الوقت، w0 هو التردد، T هو فترة الإشارة، n هو عدد المصطلحات، و0-11، b1-11 هي معاملات مثبتة على الملفات الشخصية الموصوفة في الأدب. في هذه الحالة، نحن نستخدم المصطلحات ال 11 الأولى.
      2. ملاحظة: هذه التشكيلات الجانبية الموضحة في الشكل 6B ثم يجب كتابتها إلى في ملف منسق C في بيئة تطوير متكاملة مثل Microsoft Visual Studio. ضغط منفذ هو ملف تعريف مسطح ويتم تطبيق سرعة مدخل كملف شخصي متطور تماما، مكافئ، وصفت بأنها كافية لإعادة إنتاج ظروف واقعية40. ويمكن أن يشمل تطوير هذا الإجراء قياس سرعة دم المريض (مثل تخطيط صدى القلبدوبلر 41)والضغط (باستخدام أسلاك الضغط) كظروف حدود أكثر واقعية. وعلاوة على ذلك، فإن قياس التشرد وسرعة الدم والضغط في الوقت نفسه من شأنه أن يضمن مطابقة مراحلها بدقة.

3. الشريان / الهيكلية

  1. لتعيين خصائص المادة للشريان والدهون، أدخل البيانات الهندسية وأضف مادة جديدة تسمى الشريان. سحب الكثافة ونموذج موني ريفلين 5 معلمة إلى المواد الجديدة وتعيين المعلمات الخاصة بهم. أدخل كثافة 1000 كجم / م3 ومعاملات فرط المرونة الموصوفة في الجدول 1، استنادا إلى intima42 والدهون43 خصائص في الأدب. كرر هذا للدهون.
    ملاحظة: يتم وصف نموذج موني ريفلين من قبل44:
    figure-protocol-11218(6)
    حيث c10، c01، c20، c11، و c02 هي ثوابت مادية و d هي معلمة عدم الضغط (صفر للمواد غير القابلة للضغط في هذه الحالة). هنا أناx هو xth ثابت من الشد سلالة وJ هو محدد التدرج تشوه مرنة.
  2. أدخل عنصر النموذج، وقمع عنصر التجويف / السوائل عن طريق النقر بزر الماوس الأيمن على Lumen / Fluid واختيار قمع (الشكل 7A). تعيين المواد المحددة مسبقا إلى الشريان والمواد الصلبة الدهنية عن طريق اختيارها من القائمة المنسدلة للمواد، والتحقق مما إذا كانت الوحدات مناسبة.
  3. الهندسة الآن بحاجة إلى أن تكون متشابكة. انقر على شبكة (الشكل 7B)، تعيين تفضيل الفيزياء إلى الميكانيكية غير الخطية وتحديد حجم شبكة. هنا تم استخدام التشابك التكيفي مع حجم مستهدف قدره 0.14 ملم. ضبط تفضيلات شبكة حسب الحاجة للحصول على قيم انحراف شبكة معقولة وتهدف إلى ما لا يقل عن اثنين إلى ثلاثة عناصر شبكة عبر الثغرات مثل الغطاء الليفي. قد يستغرق إنشاء الشبكة بعض الوقت بسبب الهندسة المعقدة.
    ملاحظة: يجب إجراء دراسة استقلالية شبكية لضمان عدم تأثر النتائج بخصائص الشبكة. تقليل حجم الشبكة تدريجيا ومقارنة النتائج حتى يكون التباين أقل من حد معين؛ في هذه الحالة، نستخدم 2٪45 (تقاس في الغطاء الليفي للبلاك الثالث). وعلاوة على ذلك، لضمان جودة شبكة، والتحقق من انحراف شبكة؛ سوف يؤدي انحراف شبكة عالية في صعوبات رقمية أثناء التقارب أو نتائج غير دقيقة. لخفض الانحراف، حاول تقليل حجم الشبكة أو ضبط معدل النمو، والحد الأقصى للحجم و/أو زاوية الانحناء. وترد نتائج اختبار استقلال الشبكة في الجدول 2،مع اختلاف النسبة المئوية في النتائج مقارنة بتحجيم الشبكة المتوسطة، التي استخدمت طوال هذا التحليل.
  4. انقر على إعدادات التحليل (الشكل 7C). لمحاكاة FSI، قم بتشغيل الوقت التلقائي للإقلاع وتعيين عدد الخطوات الفرعية إلى خطوة واحدة (اقتران النظام سيتحكم في الخطوات الفرعية)، وحدد وقت انتهاء المحاكاة، وفي هذه الحالة 0.8 s (معدل ضربات قلب المريض 75 bpm). اقتران النظام سوف يتحكم في الوقت والخطوات الفرعية.
  5. في القائمة المنسدلة عناصر تحكم solver تعيين نوع solver إلى برنامج التحكم لاستخدام الأسلوب المباشر أو التكراري. الطرق المباشرة هي أكثر قوة ولكن استخدام كمية كبيرة من الذاكرة. تعيين طريقة نيوتن رافسون إلى كامل. (نظرا لتعقيد الهندسة وعدم الخطية في المحاكاة ، قد تكون هناك حاجة إلى الطريقة المباشرة وطريقة نيوتن رافسون التكرارية الكاملة ؛ ومع ذلك ، فإن هذه تزيد بشكل كبير من تكلفة الحساب).)
  6. حدد مجال اقتران النظام كجدار داخلي للشريان عن طريق إدخال واجهة صلبة سائلة. القيام بذلك عن طريق النقر بزر الماوس الأيمن و inset واجهة صلبة السوائل تحت علامة التبويب عابر (الشكل 7D). حدد داخل جدار الشريان للواجهة. هذا سوف يمر البيانات بين الهيكل والسوائل في هذا الموقع.
  7. يمكن إدخال شروط حدود الإزاحة كدالة إزاحة في الاتجاه سو صو ض المطبق في المدخل والمنافذ. القيام بذلك عن طريق النقر بزر الماوس الأيمن تحت علامة التبويب عابر وإدراج الإزاحة (الشكل 7E). تكرار الإزاحة لاتجاهات xو yو z. في القائمة المنسدلة الاتجاه حدد دالة ونسخ عمليات الإزاحة المستخرجة في الخطوة 2.4.1.
    ملاحظة: يمكن أن يكون الإزاحة إدخال كدالة أو كجدول نقاط اعتمادا على التفضيلات.
  8. للمساعدة في استكشاف الأخطاء وإصلاحها، ضمن علامة التبويب الحل، إدراج أربعة بقايا نيوتن رافسون. ويمكن الاطلاع على هذه إذا ظهرت أخطاء للعثور على الهندسة المزعجة أو مواقع شبكة.
    ملاحظة: لإدراج خيارات ما بعد المعالجة، مثل الضغط الأساسي الأقصى، انقر بزر الماوس الأيمن فوق علامة التبويب الحل وأدخل النتائج المناسبة(الشكل 7F).

4. الدم / السوائل

  1. أدخل علامة التبويب Model ، وتحقق من الوحدات ، وقمع الشريان وجزء الدهون ، تاركا مجال السوائل ، بطريقة مماثلة للخطوة 3.2.
  2. حدد مقاييس الشبكة وولد الشبكة، وتحقق من الانحراف وضبط إذا لزم الأمر (طبقنا حجم شبكة 0.14 ملم مع الحد الأقصى لحجم الجدار من 0.12 ملم). من الممارسات الجيدة استخدام حجم وشكل شبكة مماثلين ، كما هو الحال في الجزء الهيكلي ، على المناطق التي يحدث فيها التفاعل السائل الصلب.
    ملاحظة: كما هو الحال مع الخطوة 3.3، يجب إجراء اختبار استقلال الشبكة لضمان أن النتائج مستقلة عن خصائص الشبكة، كما هو موضح في الجدول 2. تحقق من جودة الشبكة وضبط حجم العنصر أو معدل النمو أو الصقل أو الانحناء حسب الحاجة لضمان بقاء الانحراف منخفضا والتوصل إلى استقلال الشبكة.
  3. إنشاء التحديدات المسماة للمدخل والمنفذ والجدار قبل الدخول إلى إعداد السوائل، وذلك بالنقر بزر الماوس الأيمن على السطح المعني وتحديد إدراج التحديد المسمى.
  4. أدخل علامة التبويب إعداد وتأكد من تمكين الدقة المزدوجة. تعيين نوع Solver إلى الضغط استنادا وتأكد من أن يتم تعيين الوقت إلى عابرة عن طريق التحقق من خانات التجزئة الخاصة بهم (الشكل 8A).
  5. تمكين نموذج الاضطراب اللزج ك أوميغا وتمكين القص نقل الإجهاد وانخفاض رينولدز التصحيحات عن طريق إدخال علامة التبويب نماذج لزجة(الشكل 8B)والتحقق من مربعات القراد الخاصة بهم.
  6. لتمكين نماذج اللزوجة غير الخطية مع الاضطراب، أدخل الأمر '/define/models/viscous/turbulence-expert/turb-non-newtonian؟' في وحدة التحكم الأمر(الشكل 8C)وأدخل 'نعم' عند المطالبة.
  7. تحت المواد (الشكل 8D)، حدد خصائص الدم عن طريق إدخال الكثافة واختيار قانون الطاقة غير النيوتونية في القائمة المنسدلة اللزوجة. القيام بذلك عن طريق إعادة تسمية السائل والدم، تعيين كثافة 1050 كجم / م3،وتعيين مؤشر الاتساق غير النيوتونية قانون السلطة، ك،إلى 0.035، مؤشر قانون السلطة، ن،إلى 0.6.
    ملاحظة: تم اختيار نموذج اللزوجة غير النيوتونية قانون السلطة على أساس الأدب لوصف لزوجة الدم غير الخطية46، η، من حيث معدل سلالة السوائل ، figure-protocol-17222 على النحو التالي :
    figure-protocol-17311(7)
    توجد نماذج مختلفة لزوجة الدم غير النيوتونية لالتقاط طبيعة ترقق القص في الدم. وقد حققت العديد من المنشورات46،47،48،49 في فعالية نماذج اللزوجة المختلفة ومعاملاتها ، والتي يجب استشارتها للحصول على مزيد من المعلومات عند اختيار النموذج المناسب.
  8. تجميع وظيفة تعريف المستخدم لدينا، وصفت سابقا في الخطوة 2.4.2، التي تحتوي على سرعة الدم عابرة والضغط، والتحقق من خطوط الأوامر لأي أخطاء(الشكل 8C). الآن تحميل UDF عن طريق إدخال علامة التبويب تعريف المستخدم (الشكل 8E)،وتحديد المترجمة والتنقل إلى دليل UDF قبل استيراده والنقر على بناء،ومن ثم على تحميل.
    ملاحظة: سيظهر النص في وحدة التحكم (الشكل 8C). تحقق من ذلك بعناية للتأكد من عدم ظهور أي أخطاء أو تحذيرات. إذا تم تحميل UDF بشكل صحيح، ستظهر أسماء UDF في وحدة التحكم ( المميزة في الشكل 8C).
  9. ويمكن تطبيق هذه على مدخل ومنفذ. للقيام بذلك، حدد علامة التبويب شروط الحدود. انقر نقرا مزدوجا على مدخل (الشكل 8F) واختر مدخل UDF من القائمة المنسدلة للملف الشخصي. كرر هذه الخطوة لتحديد ضغط المنفذ أيضا.
  10. تمكين شبكة ديناميكية (عن طريق التحقق من مربع التجزئة تحت علامة التبويب شبكة ديناميكية هو مبين في الشكل 8G)،بما في ذلك تنعيم، remeshing، و 6° من الحرية حلال مربعات القراد، ووضع المعلمة نشر إلى 1.5 والمقاييس القصوى والحد الأدنى المناسبة للشبكة الخاصة بك.
  11. تأكد من أن الحد الأقصى والحد الأدنى من المقاييس الشبكية تقع ضمن حدود منطقة الشبكة وأن الانحراف المستهدف يتم تعيينه إلى 0.7. يمكن عرض خصائص الشبكة بالنقر على علامة التبويب خصائص الشبكة.
  12. إنشاء منطقة شبكة ديناميكية جديدة من خلال النقر على الزر إنشاء، وتحديد جدار التجويف في المنطقة القائمة المنسدلة وحدد اقتران النظام. هذه هي الواجهة لتمرير البيانات إلى مكون الشريان للمحاكاة.
  13. إنشاء مناطق شبكة تشوه للمدخل والمنفذ والتجويف الداخلي مع القيم المناسبة لمقياس الشبكة. قم بذلك بالنقر فوق إنشاء في علامة التبويب شبكة ديناميكية واختيار تشويه. تمكين remeshing وتنعيم وتعيين جداول شبكة على أساس حدود كل منطقة. غالبا ما ترتبط أخطاء حجم الخلية السلبية بهذه الشبكة الديناميكية، لذا تحقق بعناية وضبط مقاييس الشبكة إذا لزم الأمر لكل منطقة.
  14. تأكد من تعيين اقتران الضغط والسرعة إلى اقتران وتعيين صياغة عابرة ومخططات القرص المكاني إلى الدرجة الثانية عن طريق إدخال علامة التبويب أساليب (الشكل 8H)وإجراء التحديدات من القوائم المنسدلة المعنية.
  15. في عناصر التحكم (الشكل 8H)، أدخل رقم courant من اثنين، وحدد معايير التقارب المتبقية في علامة التبويب الشاشات (الشكل 8I). لقد استخدمنا قيمة 1e-5 للاستمرارية و 1e-6 للفترة المتبقية.
    ملاحظة: يمكن تقدير عدد كورانت على أساس حجم الشبكة، dx،حجم الخطوة الزمنية، DT،وسرعة الدم، v، وذلك باستخدام:
    figure-protocol-20559(8)
    أدخل هذا الرقم ضمن قسم رقم كورانت في علامة التبويب عناصر التحكم (الشكل 8H). هنا نطبق عدد كورانت من اثنين. عدد كورانت عموما أقل من واحد; ومع ذلك ، كما يقترن الضغط سرعة حلالا مع أساليب الحل الضمني يستخدم ، والنتيجة بطبيعتها أكثر استقرارا وأقل حساسية لهذه القيمة ؛ ومن ثم، يعتبر اثنان مقبولين.
  16. لتعريف دالة مخصصة لنتائج مثل التشنج المحلي العادي (LNH)، حدد وظائف الحقل المخصصة ضمن علامة التبويب المعلمات والتخصيص (الشكل 8J)وأدخل دالة جديدة بالنقر بزر الماوس الأيمن وتحديد جديد. استخدم الإطار المنبثق لتعريف حسب الضرورة. أدخل الصيغة باستخدام القائمة المنسدلة لمتغيرات solver. ونتيجة لذلك، نستخدم LNH50،51، وهو مقياس للمحاذاة بين السرعة ، و figure-protocol-21455 الدوامة ، ω، النواقل ، كدالة مخصصة وصفها:
    figure-protocol-21585(9)
    ملاحظة: يجب تعريف متغيرات مخصصة أخرى في هذه الخطوة، مثل مؤشر القص المتذبذب (OSI)52،53، وهو مقياس لعكس التدفق.
  17. في علامة التبويب تشغيل الحساب (الشكل 8 كيلو) ، قم بتعيين عدد الخطوات الزمنية إلى 160 (حجم خطوة 0.005 ثانية ووقت النهاية 0.8 ثانية)، وحجم الخطوة الزمنية 5 مللي ثانية وعدد التكرارات إلى 300 لضمان أن تكون النتيجة مستقلة عن الوقت.
    ملاحظة: اعتمادا على تعقيد المحاكاة، قد تكون هناك حاجة إلى تكرارات أكبر لكل خطوة. قد تكون هناك حاجة إلى دورات قلبية متعددة للتقارب العددي الكامل ، وهو أمر نلاحظه كمحدودية ؛ ومع ذلك ، غالبا ما يتم تطبيق هذا في محاكاة الميكانيكا الحيوية التاجية بسبب التكلفة الحسابية المرتبطة بهذه المحاكاة.
  18. تحقق ما إذا كان يتم تمكين خانة الاختيار "أخذ عينات البيانات لإحصاءات الوقت" وتأكد من تحديد "إحصائيات الجدار" و "الإجهاد القص التدفقي"، بالإضافة إلى الدالة المخصصة المعرفة مسبقا.
  19. إنشاء تصدير البيانات في حساب الأنشطة وعلامة التبويب الحفظ التلقائي(الشكل 8L)،تحديد الخيار CFD-Post متوافق لمعالجة آخر. إذا رغب المرء في معالجة النتائج في برنامج منفصل، قم بضبط نوع التصدير حسب الضرورة. حدد جميع المناطق (الجدار، شبكة الداخلية، مدخل، منفذ) والنتائج التي سيتم تصديرها.
  20. وأخيرا، قم بتهيئة المحاكاة مع المخطط المختلط بإدخال علامة التبويب تهيئة (الشكل 8M)،وتحديد مخطط Hybrid، والنقر على الإعدادات،وزيادة عدد التكرارات إلى 20. انقر على تهيئة.

5. اقتران النظام

  1. تأكد من توصيل كل من الاجهزة الهيكلية والسوائل إلى اقتران النظام وتحديثها. القيام بذلك عن طريق النقر وسحب الإعداد الهيكلي والسوائل إلى اقتران النظام لربطها، كما هو مبين في الشكل 9A،وضمان تحديث كل من الاجهزة عن طريق النقر بزر الماوس الأيمن واختيار تحديث.
  2. في اقتران النظام، حدد وقت النهاية إلى 0.8 s والخطوة الزمنية إلى 0.005 s. قم بذلك عن طريق تحديد إعدادات التحليل (الشكل 9B-1) وإدخال وقت الانتهاء وحجم الخطوة الزمنية. تعيين التكرارات القصوى إلى 10.
    ملاحظة: بشكل عام، بين 10 و 15 التكرارات كافية إذا كانت المكونات الهيكلية والسوائل تتقارب بشكل جيد.
  3. حدد الجدار والواجهة الصلبة من المكونات السائلة والهيكلية ، على التوالي ، وإضافة نقل البيانات عن طريق عقد Ctrl واختيار اثنين من واجهات بنية السوائل(الشكل 9B-2)؛ انقر بزر الماوس الأيمن وإنشاء نقل البيانات بين السائل والمكونات الهيكلية (الشكل 9B-3). ضبط الاسترخاء أو زيادة القوة التي يتم نقلها من السوائل إلى الهيكل للمساعدة في التقارب.
    ملاحظة: اعتمادا على تعقيد النموذج وظروف الحدود وخصائص المواد، قد تكون هناك حاجة إلى نقل البيانات أو تخفيف أقل للتقارب العددي. ويمكن تطبيق هذه على نقل البيانات السائل (أي القوة التي يتم نقلها من مكون السائل إلى جدار الشريان). تتوفر هذه الخيارات ضمن عمليات نقل البيانات التي تم إنشاؤها (الشكل 9B-2).
  4. عندما تكون جاهزة للتشغيل، انقر على تحديث. تتم طباعة بيانات المحاكاة مثل التقارب الهيكلي fluid والتقارب نقل البيانات الخاصة بهم في وحدة التحكم.
    ملاحظة: لاحظ أن عمليات محاكاة FSI مكلفة حسابيا، حيث تستغرق هذه المحاكاة 11 يوما على جهاز 16 نواة (2.6 جيجاهرتز Intel Xeon Gold باستخدام 180 غيغابايت من الذاكرة الفعلية (RAM))، مع مزيد من التباين في أوقات المحاكاة اعتمادا على إعداد الأجهزة وتعقيد الطراز. تظهر بقايا نقل البيانات التمثيلية في الرسم البياني(الشكل 9B-4)ويتم طباعة بيانات الحل في وحدة التحكم(الشكل 9B-5). خلال التكرارات القليلة الأولى، قد لا يتم الحصول على تقارب بقايا نقل البيانات بالكامل حتى يتم الوصول إلى حالة توازن. هذا هو وصفها بمزيد من التفصيل في التسمية التوضيحية لل الشكل 9B.
  5. عند اكتمال المحاكاة، يمكن إعادة معالجة النتائج داخل البرنامج التجاري أو في برنامج منفصل، اعتمادا على نوع تصدير البيانات الموضح في الخطوة 4.19.

النتائج

وتقدم النتائج التمثيلية لكل من العلامات الميكانيكية الحيوية المنشأة والناشئة لتطور تصلب الشرايين. يتم تصور المقاييس الراسخة مثل WSS والنتائج المشتقة من WSS (بما في ذلك ضغط القص الجداري المتوسط زمنيا (TAWSS) ومؤشر القص المتذبذب (OSI)) في الشكل 10. ويعزى الإجهاد القص الجدار على مدى د?...

Discussion

استخدام أساليب FSI لتحليل الميكانيكا الحيوية التاجية لا يزال مجالا النامية من كل من النمذجة العددية وجوانب النتائج السريرية. هنا وصفنا الخطوط العريضة لإعداد تحليل FSI المريض محددة، استنادا إلى عنصر محدود / أساليب حجم محدود، وذلك باستخدام أكتوبر والتصوير الوعائي. في حين أن الطريقة التي نصفه?...

Disclosures

ولا يوجد لدى أصحاب البلاغ أي تعارضات يعلنونها فيما يتعلق بإعداد هذه المادة. S.J.N. تلقت دعما بحثيا من استرازينيكا، أمجين، أنثيرا، إيلي ليلي، إسبيريون، نوفارتيس، سيرينيس، شركة الأدوية، ريسفيرلونيكس، إنفراريكس، روش، سانوفي-ريجينرون، وليبوساينس، وهي مستشارة لاسترازينيكا، أكسيا، إيلي ليلي، أنثيرا، كوا، أومثيرا، ميرك، تاكيدا، ريسفيرلوغيكس، سانوفي-ريجينرون، سي إس إل بيرينغ، إسبيريون، وبوهرينغر إنغلهايم. وقد تلقت P.J.P. دعم البحوث من أبوت الأوعية الدموية، والرسوم الاستشارية من أمجين وإسبيريون والمتحدث الفخري من استرازينيكا، باير، بوهرنجر إنغلهايم، ميرك شيرينغ المحراث، وفايزر.

Acknowledgements

ويود المؤلفون أن يعترفوا بالدعم المقدم من جامعة أديلايد، ومستشفى رويال أديلايد، ومعهد جنوب أستراليا للصحة والبحوث الطبية. تجربة COCOMO-ACS هي دراسة بدأها المحققون بتمويل من منح المشروع من المجلس الوطني للصحة والبحوث الطبية (NHMRC) في أستراليا (ID1127159) والمؤسسة الوطنية للقلب في أستراليا (ID101370). يتم دعم H.J.C بمنحة دراسية من صندوق Westpac Scholars Trust (منحة قادة المستقبل) ويعترف بدعم من جامعة أديلايد وكلية الهندسة الميكانيكية ومنحة برنامج التدريب على أبحاث المهارات والتوظيف (RTP) التابع لوزارة التعليم والمهارات والتوظيف. S.J.N. يتلقى زمالة البحوث الرئيسية من NHMRC (ID1111630). يحصل P.J.P. على زمالة قائد المستقبل من المستوى 2 من المؤسسة الوطنية للقلب في أستراليا (FLF102056) وزمالة التطوير الوظيفي من المستوى 2 من NHMRC (CDF1161506).

Materials

NameCompanyCatalog NumberComments
ANSYS Workbench (version 19.0)ANSYSCommercial finite element solver
MATLAB (version 2019b)MathworksCommercial programming platform
MicroDicom/ImageJMicroDicom/ImageJOpen Source DICOM reader
Visual Studio (version 2019)MicrosoftCommercial Integrated Development Environment

References

  1. American Heart Association. Cardiovascular disease: A costly burden for America projections through 2035. American Heart Association. , (2017).
  2. Gheorghe, A., et al. The economic burden of cardiovascular disease and hypertension in low-and middle-income countries: A systematic review. BMC Public Health. 18 (1), 975 (2018).
  3. Virani, S. S., et al. Heart disease and stroke statistics-2020 update: A report from the American Heart Association. Circulation. 141 (9), 139 (2020).
  4. Benjamin, E. J., et al. Heart disease and stroke statistics-2019 update: A report from the American Heart Association. Circulation. 139 (10), 56 (2019).
  5. Cardiovascular diseases (CVDs). World Health Organisation Available from: https://www.who.int/news-room/fact-sheets/detail/cardiovascular-diseases-(cvds) (2017)
  6. Calvert, J. W., Willis, M. S., Homeister, J. W., Stone, J. R. . Cellular and Molecular Pathobiology of Cardiovascular Disease. , 79-100 (2014).
  7. Baumann, A. A. W., Mishra, A., Worthley, M. I., Nelson, A. J., Psaltis, P. J. Management of multivessel coronary artery disease in patients with non-ST-elevation myocardial infarction: a complex path to precision medicine. Therapeutic Advances in Chronic Disease. 11, 1-23 (2020).
  8. Montarello, N. J., Nelson, A. J., Verjans, J., Nicholls, S. J., Psaltis, P. J. The role of intracoronary imaging in translational research. Cardiovascular Diagnosis and Therapy. 10 (5), 1480-1507 (2020).
  9. Narula, J., et al. Histopathologic characteristics of atherosclerotic coronary disease and implications of the findings for the invasive and noninvasive detection of vulnerable plaques. Journal of the American College of Cardiology. 61 (10), 1041-1051 (2013).
  10. Kim, S. -. J., et al. Reproducibility of in vivo measurements for fibrous cap thickness and lipid arc by OCT. JACC: Cardiovascular Imaging. 5 (10), 1072-1074 (2012).
  11. Prati, F., et al. Relationship between coronary plaque morphology of the left anterior descending artery and 12 months clinical outcome: the CLIMA study. European Heart Journal. 41 (3), 383-391 (2019).
  12. Nelson, A. J., Ardissino, M., Psaltis, P. Current approach to the diagnosis of atherosclerotic coronary artery disease: more questions than answers. Therapeutic Advances in Chronic Disease. 10, 1-20 (2019).
  13. Carpenter, H. J., Gholipour, A., Ghayesh, M. H., Zander, A. C., Psaltis, P. J. A review on the biomechanics of coronary arteries. International Journal of Engineering Science. 147, (2020).
  14. Wang, L., et al. Fluid-structure interaction models based on patient-specific IVUS at baseline and follow-up for prediction of coronary plaque progression by morphological and biomechanical factors: A preliminary study. Journal of Biomechanics. 68, 43-50 (2018).
  15. Shishikura, D., et al. The relationship between segmental wall shear stress and lipid core plaque derived from near-infrared spectroscopy. Atherosclerosis. 275, 68-73 (2018).
  16. Cameron, J. N., et al. Exploring the relationship between biomechanical stresses and coronary atherosclerosis. Atherosclerosis. 302, 43-51 (2020).
  17. Giannoglou, G. D., Soulis, J. V., Farmakis, T. M., Farmakis, D. M., Louridas, G. E. Haemodynamic factors and the important role of local low static pressure in coronary wall thickening. International Journal of Cardiology. 86 (1), 27-40 (2002).
  18. Stone, P. H., et al. Effect of endothelial shear stress on the progression of coronary artery disease, vascular remodeling, and in-stent restenosis in humans: In vivo 6-month follow-up study. Circulation. 108 (4), 438-444 (2003).
  19. Bourantas Christos, V., et al. Shear stress estimated by quantitative coronary angiography predicts plaques prone to progress and cause events. JACC: Cardiovascular Imaging. 13 (10), 2206-2219 (2020).
  20. Stone, P. H., et al. Role of low endothelial shear stress and plaque characteristics in the prediction of nonculprit major adverse cardiac events: The PROSPECT study. JACC: Cardiovascular Imaging. 11 (3), 462-471 (2018).
  21. Arzani, A., Gambaruto, A. M., Chen, G., Shadden, S. C. Wall shear stress exposure time: a Lagrangian measure of near-wall stagnation and concentration in cardiovascular flows. Biomechanics and Modeling in Mechanobiology. 16 (3), 787-803 (2017).
  22. Hoogendoorn, A., et al. Multidirectional wall shear stress promotes advanced coronary plaque development: comparing five shear stress metrics. Cardiovascular Research. 116 (6), 1136-1146 (2020).
  23. Chiastra, C., et al. Healthy and diseased coronary bifurcation geometries influence near-wall and intravascular flow: A computational exploration of the hemodynamic risk. Journal of Biomechanics. 58, 79-88 (2017).
  24. Gallo, D., Steinman, D. A., Bijari, P. B., Morbiducci, U. Helical flow in carotid bifurcation as surrogate marker of exposure to disturbed shear. Journal of Biomechanics. 45 (14), 2398-2404 (2012).
  25. De Nisco, G., et al. The atheroprotective nature of helical flow in coronary arteries. Annals of Biomedical Engineering. 47 (2), 425-438 (2019).
  26. De Nisco, G., et al. The impact of helical flow on coronary atherosclerotic plaque development. Atherosclerosis. 300, 39-46 (2020).
  27. Eslami, P., et al. Effect of wall elasticity on hemodynamics and wall shear stress in patient-specific simulations in the coronary arteries. Journal of Biomechanical Engineering. 142 (2), (2019).
  28. Malvè, M., García, A., Ohayon, J., Martínez, M. A. Unsteady blood flow and mass transfer of a human left coronary artery bifurcation: FSI vs. CFD. International Communications in Heat and Mass Transfer. 39 (6), 745-751 (2012).
  29. Chiastra, C., Migliavacca, F., Martínez, M. &. #. 1. 9. 3. ;., Malvè, M. On the necessity of modelling fluid-structure interaction for stented coronary arteries. Journal of the Mechanical Behavior of Biomedical Materials. 34, 217-230 (2014).
  30. Carpenter, H., Gholipour, A., Ghayesh, M., Zander, A. C., Psaltis, P. In vivo based fluid-structure interaction biomechanics of the left anterior descending coronary artery. Journal of Biomechanical Engineering. 143 (8), (2021).
  31. Tang, D., et al. 3D MRI-based anisotropic FSI models with cyclic bending for human coronary atherosclerotic plaque mechanical analysis. Journal of Biomechanical Engineering. 131 (6), (2009).
  32. Gholipour, A., Ghayesh, M. H., Zander, A. C., Psaltis, P. J. In vivo based biomechanics of right and left coronary arteries. International Journal of Engineering Science. 154, (2020).
  33. Pei, X., Wu, B., Li, Z. -. Y. Fatigue crack propagation analysis of plaque rupture. Journal of Biomechanical Engineering. 135 (10), (2013).
  34. Wang, L., et al. IVUS-based FSI models for human coronary plaque progression study: components, correlation and predictive analysis. Annals of Biomedical Engineering. 43 (1), 107-121 (2015).
  35. Fan, R., et al. Human coronary plaque wall thickness correlated positively with flow shear stress and negatively with plaque wall stress: an IVUS-based fluid-structure interaction multi-patient study. BioMedical Engineering OnLine. 13 (1), 32 (2014).
  36. Migliori, S., et al. Application of an OCT-based 3D reconstruction framework to the hemodynamic assessment of an ulcerated coronary artery plaque. Medical Engineering & Physics. 78, 74-81 (2020).
  37. DIGITIZE07. MATLAB Central File Exchange Available from: https://www.mathworks.com/matlabcentral/fileexchange/14703-digitize07 (2021)
  38. interparc. MATLAB Central File Exchange Available from: https://www.mathworks.com/matlabcentral/fileexchange/34874-interparc (2021)
  39. Davies Justin, E., et al. Evidence of a dominant backward-propagating "suction" wave responsible for diastolic coronary filling in humans, attenuated in left ventricular hypertrophy. Circulation. 113 (14), 1768-1778 (2006).
  40. Campbell, I. C., et al. Effect of inlet velocity profiles on patient-specific computational fluid dynamics simulations of the carotid bifurcation. Journal of Biomechanical Engineering. 134 (5), (2012).
  41. Chang, W. -. T., et al. Ultrasound based assessment of coronary artery flow and coronary flow reserve using the pressure overload model in mice. Journal of Visualized Experiments: JoVE. (98), (2015).
  42. Holzapfel, G. A., Sommer, G., Gasser, C. T., Regitnig, P. Determination of layer-specific mechanical properties of human coronary arteries with nonatherosclerotic intimal thickening and related constitutive modeling. American Journal of Physiology-Heart and Circulatory Physiology. 289 (5), 2048-2058 (2005).
  43. Versluis, A., Bank, A. J., Douglas, W. H. Fatigue and plaque rupture in myocardial infarction. Journal of Biomechanics. 39 (2), 339-347 (2006).
  44. ANSYS Inc. ANSYS Academic Research Mechanical, Release 19.0, Mechanical APDL Theory Reference, Structures with Material Nonlinearities, Hyperelasticity, Mooney-Rivlin. ANSYS Inc. , (2019).
  45. Dong, J., Sun, Z., Inthavong, K., Tu, J. Fluid-structure interaction analysis of the left coronary artery with variable angulation. Computer Methods in Biomechanics and Biomedical Engineering. 18 (14), 1500-1508 (2015).
  46. Johnston, B. M., Johnston, P. R., Corney, S., Kilpatrick, D. Non-Newtonian blood flow in human right coronary arteries: Steady state simulations. Journal of Biomechanics. 37 (5), 709-720 (2004).
  47. Abbasian, M., et al. Effects of different non-Newtonian models on unsteady blood flow hemodynamics in patient-specific arterial models with in-vivo validation. Computer Methods and Programs in Biomedicine. 186, (2020).
  48. Soulis, J. V., et al. Non-Newtonian models for molecular viscosity and wall shear stress in a 3D reconstructed human left coronary artery. Medical Engineering & Physics. 30 (1), 9-19 (2008).
  49. Liu, B., Tang, D. Influence of non-Newtonian properties of blood on the wall shear stress in human atherosclerotic right coronary arteries. Molecular & Cellular Biomechanics: MCB. 8 (1), (2011).
  50. Morbiducci, U., Ponzini, R., Grigioni, M., Redaelli, A. Helical flow as fluid dynamic signature for atherogenesis risk in aortocoronary bypass. A numeric study. Journal of Biomechanics. 40 (3), 519-534 (2007).
  51. Morbiducci, U., et al. In vivo quantification of helical blood flow in human aorta by time-resolved three-dimensional cine phase contrast magnetic resonance imaging. Annals of Biomedical Engineering. 37 (3), (2009).
  52. Sughimoto, K., et al. Effects of arterial blood flow on walls of the abdominal aorta: Distributions of wall shear stress and oscillatory shear index determined by phase-contrast magnetic resonance imaging. Heart and Vessels. 31 (7), 1168-1175 (2016).
  53. Ku, D. N., Giddens, D. P., Zarins, C. K., Glagov, S. Pulsatile flow and atherosclerosis in the human carotid bifurcation. Positive correlation between plaque location and low oscillating shear stress. Arteriosclerosis. 5 (3), 293-302 (1985).
  54. Mazzi, V., et al. Wall shear stress topological skeleton analysis in cardiovascular flows: Methods and applications. Mathematics. 9 (7), 720 (2021).
  55. Moraes, M. C., Cardenas, D. A. C., Furuie, S. S. Automatic lumen segmentation in IVOCT images using binary morphological reconstruction. BioMedical Engineering OnLine. 12 (1), 78 (2013).
  56. Akyildiz, A. C., et al. The effects of plaque morphology and material properties on peak cap stress in human coronary arteries. Computer Methods in Biomechanics and Biomedical Engineering. 19 (7), 771-779 (2016).
  57. Tang, D., et al. Quantifying effects of plaque structure and material properties on stress distributions in human atherosclerotic plaques using 3D FSI models. Journal of Biomechanical Engineering. 127 (7), 1185-1194 (2005).
  58. Li, J., et al. Multimodality intravascular imaging of high-risk coronary plaque. JACC: Cardiovascular Imaging. , (2021).
  59. Bourantas Christos, V., et al. Utility of multimodality intravascular imaging and the local hemodynamic forces to predict atherosclerotic disease progression. JACC: Cardiovascular Imaging. 13 (4), 1021-1032 (2020).
  60. Liao, R., Luc, D., Sun, Y., Kirchberg, K. 3-D reconstruction of the coronary artery tree from multiple views of a rotational X-ray angiography. The International Journal of Cardiovascular Imaging. 26 (7), 733-749 (2010).
  61. Holzapfel, G. A., Gasser, T. C., Ogden, R. W. A new constitutive framework for arterial wall mechanics and a comparative study of material models. Journal of Elasticity and the Physical Science of Solids. 61 (1), 1-48 (2000).
  62. Gholipour, A., Ghayesh, M. H., Zander, A., Mahajan, R. Three-dimensional biomechanics of coronary arteries. International Journal of Engineering Science. 130, 93-114 (2018).
  63. Akyildiz, A. C., et al. Effects of intima stiffness and plaque morphology on peak cap stress. BioMedical Engineering OnLine. 10 (1), 25 (2011).
  64. Baranger, J., Mertens, L., Villemain, O. Blood flow imaging with ultrafast doppler. Journal of Visualized Experiments: JoVE. (164), (2020).
  65. Westra, J., et al. Diagnostic performance of in-procedure angiography-derived quantitative flow reserve compared to pressure-derived fractional flow feserve: The FAVOR II Europe-Japan study. Journal of the American Heart Association. 7 (14), (2018).
  66. Torii, R., et al. The impact of plaque type on strut embedment/protrusion and shear stress distribution in bioresorbable scaffold. European Heart Journal - Cardiovascular Imaging. 21 (4), 454-462 (2020).
  67. Peirlinck, M., et al. Precision medicine in human heart modeling. Biomechanics and Modeling in Mechanobiology. , 1-29 (2021).
  68. Franke, K. B., et al. Current state-of-play in spontaneous coronary artery dissection. Cardiovascular Diagnosis and Therapy. 9 (3), 281 (2019).
  69. Alber, M., et al. Integrating machine learning and multiscale modeling-perspectives, challenges, and opportunities in the biological, biomedical, and behavioral sciences. NPJ Digital Medicine. 2 (1), 115 (2019).

Reprints and Permissions

Request permission to reuse the text or figures of this JoVE article

Request Permission

Explore More Articles

179

This article has been published

Video Coming Soon

JoVE Logo

Privacy

Terms of Use

Policies

Contact Us

Recommend to library

JoVE NEWSLETTERS

Research

Education

Authors

Librarians

ABOUT JoVE

Copyright © 2025 MyJoVE Corporation. All rights reserved