基于光学相干断层扫描的冠状动脉粥样硬化进展生物力学流固相互作用分析

摘要

需要确定哪些动脉粥样硬化病变将在冠状动脉脉管系统中进展，以指导心肌梗死发生前的干预。本文概述了在商业有限元求解器中使用流固耦合技术从光学相干断层扫描中对动脉进行生物力学建模，以帮助预测这一进展。

摘要

在本文中，我们提出了冠状动脉脉管系统中动脉粥样硬化斑块生物力学分析的完整工作流程。由于动脉粥样硬化是全球死亡，发病率和经济负担的主要原因之一，因此需要新的方法来分析和预测其进展。一种这样的计算方法是使用流固耦合（FSI）来分析血流和动脉/斑块结构域之间的相互作用。结合 体内 成像，这种方法可以针对每个患者量身定制，有助于区分稳定和不稳定的斑块。我们概述了三维重建过程，利用血管内光学相干断层扫描（OCT）和侵入性冠状动脉造影（ICA）。在商业有限元求解器中进行设置和分析之前，将讨论仿真的边界条件的提取，包括复制动脉的三维运动。概述了描述动脉壁的高度非线性超弹性特性和脉动血流速度/压力的过程，以及建立两个域之间的系统耦合。我们通过分析心肌梗死后患者的非罪魁祸首，轻度狭窄，富含脂质的斑块来证明该程序。讨论了与动脉粥样硬化斑块进展相关的已建立和新出现的标志物，例如壁剪切应力和局部归一化螺旋度，并且与动脉壁和斑块的结构反应相关。最后，我们将结果转化为潜在的临床相关性，讨论局限性，并概述进一步发展的领域。本文中描述的方法有望帮助确定有动脉粥样硬化进展风险的部位，因此可以帮助管理动脉粥样硬化的重大死亡，发病率和经济负担。

引言

冠状动脉疾病（CAD）是最常见的心脏病类型，也是全球死亡和经济负担的主要原因之一^1，2。在美国，大约每八例死亡中就有一例归因于^{加元3，4，}而全球大多数加拿大元死亡现在见于低收入和中等收入国家^5。动脉粥样硬化是这些死亡的主要驱动因素，斑块破裂或糜烂导致冠状动脉闭塞和急性心肌梗死^{（AMI）6。}即使在罪魁祸首冠状动脉病变的血运重建后，患者在AMI后仍有复发性重大不良心血管事件（MACE）的风险，这主要是由于同时存在其他非罪魁祸首斑块，这些斑块也容易破裂⁷。冠状动脉内成像提供了检测这些高风险斑块的机会^8。尽管血管内超声 （IVUS） 是评估斑块体积的金标准，但与光学相干断层扫描 （OCT） 的高分辨率 （10-20 μm） 相比，其识别脆弱斑块的微观结构特征的分辨率有限。在大型脂质池上覆盖的薄而发炎的纤维帽已被证明是脆弱斑块⁹的最重要特征，并且在目前可用的冠状动脉内成像方式中，OCT最好地识别和测量^10。重要的是，OCT还能够评估其他高风险斑块特征，包括:脂质弧;巨噬细胞浸润;存在薄帽纤维粥样硬化（TCFA），其定义为富含脂质的核心，具有覆盖的薄纤维帽（<65μm）;斑点钙化;和斑块微通道。在AMI后，在非罪魁祸首斑块中检测到这些高风险特征与未来MACE¹¹的风险增加多达6倍有关。然而，尽管如此，血管造影和OCT成像预测哪些冠状动脉斑块将进展并最终破裂或侵蚀的能力是有限的，阳性预测值仅为20%-30%8 。这种有限的预测能力阻碍了临床决策，围绕哪些非罪魁祸首斑块进行治疗（例如，通过支架置入术^）7，12。

除了患者因素和斑块的生物学特征外，冠状动脉中的生物力学力也是斑块进展和不稳定性的重要决定因素^13。一种有望帮助全面评估这些力的技术是流固耦合^（FSI）14 仿真。壁剪切应力（WSS），也称为内皮剪切应力，一直是冠状动脉生物力学研究^{的传统焦点15，}人们普遍认为WSS在动脉粥样硬化形成中起病因作用^16。主要使用计算流体动力学（CFD）技术模拟，低WSS区域与内膜增厚^17，血管重塑¹⁸ 以及预测病变进展¹⁹ 和未来MACE²⁰有关。这些分析的最新进展表明，WSS矢量场拓扑²¹及其多向特征²²比单独使用WSS幅度更能预测动脉粥样硬化风险。然而，WSS只能捕捉到腔壁处整体生物力学系统的一瞥，并且与成像方式非常相似，没有一个生物力学指标可以可靠地识别高风险的动脉粥样硬化特征。

进一步的指标在动脉粥样硬化的形成中变得具有潜在的重要性。腔内流动特征²³就是这样一个例子，螺旋流，通过各种指标²⁴量化，表明通过抑制扰动的流动模式^25，26起到动脉粥样硬化保护作用。虽然CFD技术可以分析这些流动特征并提出广泛的有用结果，但它们没有考虑血流，动脉结构和一般心脏运动之间的潜在相互作用。这种将动态系统简化为刚性壁的做法错过了潜在的关键结果，例如纤维帽应力。虽然支持和反对FSI对CFD需求的争论仍在继续27，28，29，但许多比较忽略了包括心室功能的影响。这种限制可以通过FSI克服，FSI已经表明，通过心室功能的影响对动脉施加的动态弯曲和压缩可以显着影响斑块和动脉结构应力以及流量指标，如WSS 30，31，32。这很重要，因为结构应力也是分析和预测斑块破裂^33，34的关键指标^，并且已被建议与斑块增加的区域^14，35共同定位。捕获这些相互作用可以更真实地表示冠状动脉环境和疾病进展的潜在机制。

为了解决这个问题，我们概述了从OCT成像³⁶ 开发患者特定几何体的过程，以及使用商业有限元求解器设置和运行动脉FSI仿真的过程。在对患者动脉进行三维计算重建之前，详细介绍了手动提取腔，脂质和外动脉壁的过程。我们概述了模拟设置，偶联和比较基线的过程，以及随访的OCT成像参数，以确定病变进展。最后，我们讨论了数值结果的后处理，以及这些数据如何通过比较生物力学结果与病变进展/消退来具有临床相关性。总体方法见于一名 58 岁高加索男性患者的右冠状动脉 （RCA） 非罪魁祸首、轻度狭窄、富含脂质的斑块，该患者在高血压、2 型糖尿病、肥胖 （BMI 32.6） 和早产 CAD 家族史的情况下出现急性非 ST 段抬高型心肌梗死。 然后在12个月后作为正在进行的临床试验的一部分（COCOMO-ACS试验ACTRN12618000809235）。我们预计这种技术可以进一步完善，并用于识别具有高进展风险的冠状动脉斑块。

研究方案

从招募到正在进行的COCOMO-ACS随机对照试验（ACTRN12618000809235;皇家阿德莱德医院HREC参考编号:HREC/17/RAH/366），并由中央阿德莱德地方卫生网络（CALHN）研究服务授予额外的伦理学批准，用于生物力学模拟（CALHN参考编号14179）。 图 1 总结了以下协议中概述的完整工作流，可应用于任何支持 FSI 的软件或代码。

1. 图像评估

1. 使用解剖学标志物（如分叉）匹配基线和 OCT 随访影像，并使用紧邻远端分叉和远端至最近端分叉的图像。这些地标之间的匹配图像将被分析，如图 2A所示。
2. 华侨特流明横截面
   1. 将每个OCT图像加载到图像数字化仪中，然后单击以标记导管中心点处的点和刻度的极限（图2B）。导出这些点以供以后使用。
   2. 手动标记流明的边缘，从每个图像中的相同位置开始，确保尽可能准确地捕获流明的曲线。在导管伪影处留出一个间隙，因为重建过程将在稍后阶段插入该区域。以.dat格式导出这些文件，并对每个图像重复此操作。
3. OCT外壁和脂质
   1. 在DICOM软件中，通过使用外弹性膜的可见部分手动拟合椭圆以估计外壁位置来提取高衰减区域中的外壁，如图 3所示。单击并拖动鼠标左键以定义椭圆并正确定位。
   2. 手动定义脂质弧，计算出腔质心和纤维帽厚度，如图 3所示，分别通过单击和拖动角度和距离测量值。这些将用于分析病变进展以及腔面积。
   3. 将这些叠加图像导入图像数字化仪，并使用拟合椭圆作为高衰减区域（外部弹性膜不可见）的引导，手动选择外壁点。重复步骤 1.2.2 以选择点并将其导出为.dat格式。
   4. 同样，对于脂质，手动选择脂质表面，从每种情况下脂质的同一端开始。使用外壁椭圆体导轨（步骤 1.3.1）获得一致的背面弧。导出指向.dat文件，并对所有存在脂质的图像重复此操作，如步骤1.2.2中所述，在导丝伪影上留下间隙。
      注意:通过比较三个指标来分析病变进展，即腔面积，脂质弧和纤维帽厚度，可以直接从DICOM查看器进行评估。由于OCT的穿透深度有限，因此需要提取外壁和脂质背面的技术。OCT用于本研究，因为重点是斑块组成与生物力学力之间的关系。
4. 基于血管造影的中心线
   1. 在图像数字化仪³⁷中加载第一张血管造影图像。选择导管的边缘以在后续步骤中缩放图像，然后手动标记导管中心线，从近端标记开始并向远端移动，具有均匀分布的点，如图 4A所示。将数据导出为.dat格式，然后对第二个血管造影平面重复此操作。
      注意:通常，它们之间角度大于 20° 的平面可提高三维中心线重建的鲁棒性。导管和OCT导丝应在每张图像中都可见。

2. 三维重建

1. 血管造影投影
   1. 加载在步骤 1.4 中导出的数据文件。使用前两个点将数据缩放到毫米（前两个点与已知的导管规格一起使用，在这种情况下为6F）。从每个数据集中的其余点中减去近端数据点，以便曲线从坐标系的原点开始。
   2. 为每个血管造影视图生成旋转矩阵，其中 θ 和Φ 分别表示 RAO/LAO 和 CAU/CRA 角度。我们使用 LAO 和 CRA 角度作为负角。分别在 x （Rot_x）和 y （Rot_y）方向上的两个旋转矩阵是:
      (1)
   3. 将旋转矩阵相乘，然后将它们与步骤 2.1.1 中每个点的坐标相乘。得到的等式:
      (2)
      通过旋转每个血管造影图像中指定的二维点，给出导管点在其各自的血管造影平面（Pt3D）上的三维位置。
   4. 通过将 x 和 y 旋转矩阵乘以 z 方向上的单位向量来计算每个血管造影平面的法向量。从近端到远端位置，投影每个点垂直于其各自的平面，并计算投影之间最短距离的中点。这导致OCT导丝在空间中的三维点。
   5. 使用 MATLAB 中心文件交换³⁸提供的"内部参数"功能，将三维中心线划分为等间距的点。点之间的间距应等于 OCT 图像之间的间距，后者由回调速度决定。这些是将放置 OCT 横截面的位置。
2. OCT 横截面旋转
   1. 使用包含导管中心和刻度的数据文件，使用缩放文件中的第二个和第三个点将每个横截面从像素转换为mm。要使横截面围绕导管位置居中，请从所有横截面点中减去缩放文件中的第一个点（导管中心）。通过沿导管曲线从下一个远端点减去三维中心线点，计算横截面的正常向量（平行于动脉中的导管）。
   2. 通过将缩放的数据点乘以旋转矩阵，旋转 OCT 横截面以垂直于导管中心线对齐:
      (3)
      哪里
      (4)
      和N_{X、N Y}和N_Z分别是第2.1节中计算的法向量的x、y和z分量。将三维中心线点添加到横截面中的所有旋转点，从而得到三维空间中的横截面位置（图4B）。
   3. 对每个横截面（管腔、动脉和脂质）重复步骤2.2.1-2.2.2。将横截面导出到文本文件，该文件可以导入到计算机辅助设计（CAD）软件中，以创建最终的实体。
3. 3D 实体模型创建
   1. 在 3D 建模软件中，一次导入并生成一个文件的横截面。通过单击概念下拉框（图5A-1）并选择3D曲线（图5A-2），将包含横截面的文本文件导入3D建模软件。单击生成 。
   2. 要创建实体元件，请按顺序选择所有曲线并将它们放样在一起（图5A-3），确保选择 添加冻结 以生成新实体。对腔，脂质和外壁执行这些步骤以创建单独的固体，确保实现合并拓扑。
      注意:如果出现有问题的几何图形，则可能需要跳过曲线。在这种重建中，省略了一个小的中段脂质，因为它的大小以及与其包含相关的计算成本和数值复杂性的增加。
   3. 要从动脉壁减去管腔和脂质，请从创建下拉列表中创建一个布尔操作，然后选择目标体作为壁，选择脂质/腔作为工具体，以从动脉壁减去管腔和脂质（图5A-4）。
   4. 在壁和脂质之间共享拓扑，以确保在将来的步骤中共享网格节点。为此，请手动突出显示壁和脂质，然后单击鼠标右键以形成新部件（图5A-5）。
      注意:此步骤可确保网格节点在表面之间共享，防止两层之间的不正确接触区域或网格穿透，从而极大地帮助了求解阶段。导管中心线，脂质，管腔和动脉壁的最终几何形状如图 5B所示。
4. 预处理:边界条件
   注意:在设置模拟之前，需要患者特定的边界条件（BC）。这里使用从血管造影中提取的位移，其应用于模拟的入口和出口以及从人类患者测量的血流速度/压力，并在文献³⁹中描述。
   1. 位移
      1. 重复步骤1.4和2.1，但仅选择远端和近端标志物，从紧接在舒张末期之前的血管造影图像开始。对一个心脏周期内的所有血管造影图像执行此操作。
      2. 将平滑样条拟合到两组点的x、y和z坐标。 这导致入口和出口区域的位移。患者位移的代表性结果如图6A所示。
         注:位移分析在舒张末期之前的图像处开始，以最好地匹配提取的位移与3.1.2节中发现的施加的压力和速度曲线之间的相位，其收缩期从0.1秒开始（对应于血管造影图像之间的间距）。提取运动时，请确保整个图像集中没有表平移/图像移动。
   2. 血流速度/压力
      1. 通过编译用户定义函数 （UDF） 创建描述脉动血流速和血压的配置文件。这里，文献中从人类患者测量的瞬态轮廓被应用 ^39，建模为傅里叶级数，数学上描述如下:
         ,     (5)
         其中t是时间，w₀是频率，T是信号周期，n是项数，a_{0-11，b 1-11}是拟合到文献中描述的轮廓的系数。在本例中，我们使用前 11 个术语。
      2. 注意:这些配置文件如图 6B 中所述，应写入集成开发环境（如 Microsoft Visual Studio）中的 C 格式文件中。出口压力是平坦的轮廓，入口速度作为完全展开的抛物线轮廓施加，描述为足以再现真实条件^40。该程序的进一步发展可能包括测量患者的血流速度（例如通过多普勒超声心动图^41）和压力（使用压力线）作为更现实的边界条件。此外，同时测量位移，血流速和压力将确保它们的相位准确匹配。

3. 动脉/结构

1. 要设置动脉和脂质的材料属性，请输入工程数据并添加一种称为动脉的新材料。阻力密度和5参数Mooney-Rivlin模型到新材料并设置其参数。输入1，000 kg/m³ 的密度和 表1中描述的超弹性系数，基于文献中的内膜⁴² 和脂质⁴³ 性质。对脂质重复此操作。
   注:穆尼-里夫林模型由⁴⁴描述:
   (6)
   其中c_{10、c 01、c 20、c 11}和c₀₂是材料常数，d是不可压缩参数（在本例中为不可压缩材料为零）。这里I_x是应变张量^的第 x个不变量，J是弹性变形梯度行列式。
2. 输入模型组件，通过右键单击"流明/流体"并选择"抑制"（图7A）来抑制流明/流体组件。通过从材料下拉列表中选择先前定义的材料，将它们分配给动脉和脂质固体，并检查单位是否合适。
3. 现在需要对几何图形进行网格剖分。单击网格（图7B），将物理首选项设置为非线性机械，并指定网格大小。这里使用了目标尺寸为0.14 mm的自适应网格划分。根据需要调整网格首选项以获得合理的网格偏度值，并针对间隙（如纤维帽）至少两到三个网格元素。由于几何形状复杂，生成网格可能需要一些时间。
   注意:必须进行网格独立性研究，以确保结果不受网格特性的影响。逐渐减小网格大小并比较结果，直到变化小于设定的限制;在这种情况下，我们使用^2%45（ 在第三块斑块的纤维帽处测量）。此外，为保证网格质量，检查网格偏度;高网格偏度会导致收敛过程中出现数值困难或结果不准确。要降低偏度，请尝试减小网格尺寸或调整生长速率、最大尺寸和/或曲率角度。 表2概述了我们的网格独立性测试的结果，与整个分析中使用的中等网格尺寸相比，结果的百分比变化。
4. 单击"分析设置"（图7C）。对于 FSI 模拟，请关闭自动时间步进并将子步长数设置为 1（系统耦合将控制子步长），将模拟结束时间设置为 0.8 秒（患者心率为 75 bpm）。系统耦合将控制时间和子步骤。
5. 在"求解器控件"下拉列表中，将求解器类型设置为"程序控制"以使用直接或迭代方法。直接方法更可靠，但使用大量内存。将牛顿-拉夫森方法设置为完全。（由于仿真中几何形状和非线性的复杂性，可能需要直接方法和全牛顿-拉夫森迭代方法;然而，这些都会显著增加计算成本。
6. 通过插入流固界面，将系统耦合域指定为动脉的内壁。为此，请右键单击并在" 瞬态 "选项卡下插入一个流固界面（图7D）。选择接口的动脉壁内部。这将在此位置的结构和流体之间传递数据。
7. 位移边界条件可以作为在入口和出口处施加的x、y和z方向的位移函数输入。 为此，请右键单击"瞬态"选项卡下并插入位移（图7E）。复制x、y和z方向的位移。在方向下拉列表中，选择函数并复制在步骤 2.4.1 中提取的位移。
   注意:根据偏好，位移可以作为函数或点表输入。
8. 为了帮助对错误进行故障排除，请在" 解决方案 "选项卡下插入四个牛顿-拉夫森残差。如果出现错误以查找麻烦的几何体或网格位置，则可以查看这些内容。
   注意:要插入后处理选项（如最大主应力），请右键单击"解决方案"选项卡并插入相应的结果（图7F）。

4. 血液/液体

1. 进入 模型 选项卡，检查单位，并抑制动脉和脂质部分，离开流体域，类似于步骤3.2。
2. 指定网格度量并生成网格，检查偏度并在必要时进行调整（我们应用了 0.14 mm 的网格尺寸，最大壁尺寸为 0.12 mm）。最好在发生流固耦合的区域使用与结构部分相似的网格大小和形状。
   注:与步骤3.3一样，应进行网格独立性测试，以确保结果与网格属性无关，如 表2所示。检查网格的质量，并根据需要调整单元尺寸、生长速率、细化或曲率，以确保偏度保持在较低水平并达到网格独立性。
3. 在进入流体设置之前，通过右键单击相应的曲面并选取插入命名选区，为入口、出口和壁创建命名选区。
4. 进入设置选项卡并确保启用双精度。将"规划求解器类型"设置为"基于压力"，并通过选中其各自的复选框确保"时间"设置为"瞬态"（图 8A）。
5. 启用 k-omega 粘性湍流模型，并通过输入粘性模型选项卡（图 8B）并选中它们各自的复选框来启用剪切应力传递和低雷诺校正。
6. 要启用具有湍流的非线性粘度模型，请在命令控制台（图8C）中输入命令"/define/models/viscous/turbulence-expert/turb-non-newtonian？"，并在出现提示时输入"yes"。
7. 在 "材料 "（图 8D）下，通过输入密度并在粘度下拉列表中选择非牛顿幂律来定义血液属性。为此，将流体重命名为血液，将密度设置为1，050 kg/m^3，并将幂律非牛顿一致性指数 k设置为0.035，幂律指数 n设置为0.6。
   注:根据文献选择幂律非牛顿粘度模型来描述非线性血液粘度46，η，根据流体应变速率， 如:
   (7)
   存在各种非牛顿血液粘度模型来捕捉血液的剪切变稀性质。一些出版物46，47，48，49研究了各种粘度模型的功效及其系数，在选择合适的模型时应参考以获取更多信息。
8. 编译我们的用户定义函数，前面在步骤2.4.2中描述，包含瞬态血流速和压力，检查命令行是否有任何错误（图8C）。现在，通过输入"用户定义"选项卡（图 8E），选择"已编译"并导航到 UDF 的目录，然后导入 UDF 并单击"生成"，然后单击"加载"来加载UDF。
   注:文本将出现在控制台中（图8C）。请仔细检查这一点，以确保没有出现错误或警告。如果 UDF 正确加载，UDF 名称将显示在控制台中（ 图 8C中突出显示）。
9. 这些可以应用于入口和出口。为此，请选择" 边界条件 "选项卡。双击 入口 （图8F），然后从配置文件下拉列表中选择入口UDF。重复此步骤以定义出口压力。
10. 启用动态网格（通过选中图 8G中动态网格选项卡下的复选框），包括平滑、重新网格和 6° 自由度求解器复选框，将扩散参数设置为 1.5 以及网格的适当最大和最小比例。
11. 确保最大和最小网格比例在网格区域的限制内，并且目标偏度设置为 0.7。可通过单击网格属性选项卡来显示 网格属性 。
12. 通过单击" 创建 "按钮创建新的动态网格区域，在" 区域 "下拉列表中指定流明壁，然后选择" 系统耦合"。这是将数据传递到模拟的动脉组件的接口。
13. 为入口、出口和内部流明创建变形网格区域，并为网格比例创建适当的值。为此，请单击"动态网格"选项卡中的"创建"，然后选择"变形"。启用重新网格和平滑，并根据每个区域的限制设置网格比例。通常，负像元体积误差与此动态网格相关联，因此请仔细检查并根据需要为每个区域调整网格尺度。
14. 确保压力-速度耦合设置为耦合，并通过输入 方法 选项卡（图8H）并从相应的下拉列表中进行选择，将瞬态公式和空间离散化方案设置为二阶。
15. 在控件（图8H）中，输入2个库仑数，并在 "监视器 "选项卡中设置残差收敛标准（图8I）。我们使用值 1e-5 表示连续性，1e-6 表示其余部分。
    注意:库兰特数可以根据网格大小 、dx、时间步长 、dt和血液速度 v来估计，使用:
    (8)
    在" 控件 "选项卡的"库兰特编号"部分下输入此数字（图 8H）。在这里，我们应用一个 Courant 数 2。库朗数通常小于1;然而，由于使用具有隐式求解方法的耦合压力 - 速度求解器，结果本质上更稳定，并且对此值不太敏感;因此，两个被认为是可以接受的。
16. 要为局部归一化螺旋度（LNH）等结果定义自定义函数，请在"参数和自定义"选项卡下选择自定义字段函数（图 8J），然后通过右键单击并选择"新建"插入一个新函数。根据需要使用弹出窗口进行定义。使用求解器变量下拉列表输入公式。作为代表性结果，我们使用LNH^50，51，一种速度与涡度 ω ， 矢量之间的对齐度的度量 ，作为自定义函数，如下所述:
    (9)
    注意:在此步骤中应定义其他自定义变量，例如振荡剪切指数（OSI）52，53，流量反转的度量。
17. 在 "运行计算 "选项卡（图 8K）中，将时间步长数设置为 160（步长为 0.005 秒，结束时间为 0.8 秒），时间步长设置为 5 毫秒，迭代次数设置为 300，以确保结果与时间无关。
    注意:根据模拟的复杂程度，每个步骤可能需要更大的迭代次数。可能需要多个心脏周期才能完全数字收敛，我们注意到这是一个局限性;然而，由于与这些模拟相关的计算成本，这通常应用于冠状动脉生物力学模拟。
18. 检查是否启用了 时间统计的数据采样 复选框，并确保选择了 壁统计 和 流切应力 以及先前定义的自定义函数。
19. 在 "计算活动和自动保存 "选项卡（图 8L）中创建数据导出，选择 "CFD-Post 兼容" 选项进行后处理。如果希望在单独的软件中处理结果，请根据需要调整导出类型。选取所有区域（墙体、内部网格、入口、出口）和要导出的结果。
20. 最后，通过进入"初始化"选项卡（图 8M），选择混合方案，单击"设置"，然后将迭代次数增加到 20，使用混合方案初始化仿真。单击初始化。

5. 系统耦合

1. 确保结构和流体设置都已连接到系统耦合并已更新。为此，请单击结构和流体设置并将其拖动到系统耦合以链接它们，如图 9A所示，确保通过右键单击并选择"更新"来更新这两个 设置。
2. 在"系统耦合"中，将结束时间设置为 0.8 秒，将时间步长设置为 0.005 秒。为此，请选择"分析设置"（图9B-1）并输入结束时间和时间步长。将最大迭代次数设置为 10。
   注意:通常，如果结构和流体组件都很好地收敛，则在 10 到 15 次迭代之间就足够了。
3. 分别从流体和结构构件中选择壁和实体接口，并通过按住Ctrl并选择两个流固接口来添加数据传输（图9B-2）;右键单击并在流体和结构部件之间创建数据传输（图9B-3）。调整从流体传递到结构的力的松弛不足或斜坡，以帮助收敛。
   注:根据模型的复杂性、边界条件和材料特性，数值收敛可能需要数据传输斜坡或放宽不足。这些可以应用于流体数据传输（即，从流体成分传递到动脉壁的力）。这些选项在创建的数据传输中可用（图9B-2）。
4. 准备好运行时，单击" 更新"。结构和流体收敛及其各自的数据传输收敛等仿真数据打印在控制台中。
   注意:请注意，FSI 模拟的计算成本很高，在 16 核计算机（2.6 GHz 英特尔至强金牌版，使用 180 Gb 物理内存 （RAM））上，此模拟需要 11 天，模拟时间会根据硬件设置和模型复杂性进一步变化。代表性的数据传输残差显示在图表中（图9B-4），解数据打印在控制台中（图9B-5）。在最初的几次迭代中，在达到平衡状态之前，可能无法完全获得数据传输残差的收敛。这在 图 9B的标题中有更详细的描述。
5. 仿真完成后，可以在商业软件中或在单独的软件中对结果进行后处理，具体取决于步骤 4.19 中描述的数据导出类型。

结果

对于动脉粥样硬化进展的已建立和新出现的生物力学标志物，提出了具有代表性的结果。 图 10显示了 WSS 和 WSS 派生结果等既定指标（包括时间平均壁剪切应力 （TAWSS） 和振荡剪切指数 （OSI））。心脏周期的壁剪切应力主要由血流速度驱动，然而，动脉几何形状及其运动/收缩在其空间分布中起着重要作用。这可以在TAWSS和OSI轮廓中看到，OSI是血流再循环的一种测量方法，与...

讨论

从数值建模和临床结果方面来看，使用FSI方法分析冠状动脉生物力学仍然是一个发展中的领域。在这里，我们描述了利用OCT和血管造影成像，基于有限元/有限体积方法建立患者特定FSI分析的大纲。虽然我们在这里描述的方法使用商业有限元求解器，但该程序可以应用于任何支持FSI的软件。该方法仍有一些限制需要改进。首先，我们承认仅为单个患者提供代表性结果的局限性;然而，我们提出了当?...

材料

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