动脉粥样硬化是全球死亡和发病的主要原因之一，它的多因素和复杂性使得多学科方法来解决它变得重要。现在，成像是分析黑色形态的强大工具，但它还不能让我们了解工作的基本机制。这就是计算模拟的用武之地。
从流体动力学的角度来看，我们知道壁剪切应力等因素会影响内皮细胞功能和动脉粥样硬化形成中涉及的新运输过程。但要真正了解患者的具体力学、流水结构相互作用技术，或情节短，可以用来模拟血流、动脉力学和一般心脏功能之间的相互作用。这种方法提出了一种方法，通过光学相干断层扫描（简称OCT）和侵入性血管造影重建和生物机械模拟患者的冠状动脉。
然后，我们还讨论了临床相关性结果和随访成像的比较。现在，该方法背后的基本原理建立在有限元和有限体积方法之上。虽然我们在这里使用商业软件演示了仿真方法，但ANSYS程序可以适应任何具有情节功能的软件或代码。
使用解剖学特征（例如分叉）和使用从近端到最远端分叉和远端分叉的直端开始的图像，匹配基线并随访 OCT 影像。要分析这些标志物之间的图像 将第一个图像加载到数字化仪中，并标记导管中心点和刻度的限值。导出这些点以供以后使用，标记流明的边缘，从每个图像中的相同位置开始，并确保尽可能准确地捕获流明的曲线。
在工件上留下空白，因为重建过程将在稍后阶段在这些区域之间插入。将这些文件导出为数据格式，并对每个图像重复此操作。在您的.com软件中，通过使用外弹性膜的可见部分来拟合椭圆，以估计外壁位置，定义脂质弧，将其计算为流明质心，并拔出盖子厚度，从而提取高衰减区域中的外壁。
这些将用于分析病变进展以及腔面积。然后将这些叠加图像导入图像数字化仪以选择外墙点。同样，对于脂质的选择，脂质表面，从脂质的同一端开始，在每种情况下，在图像数字化仪中加载第一个血管造影图像，选择导管的边缘以在后续步骤中缩放图像。
然后标记导管中心线，从近端标志物开始，用均匀间隔的点向远端移动。导出数据以调整格式。在执行横截面重建过程之前，请对每个图像重复这些步骤。
在3D建模软件中，导入并生成横截面，一次一个文件，以创建实体组件，选择所有曲线并将它们锁定在一起，确保选择添加冻结以生成新实体。现在对腔，脂质和外壁执行这些步骤。要从动脉壁减去管腔和脂质，请创建布尔手术并选择目标体作为壁，脂质和腔体作为工具体。
在壁和脂质之间共享类型非常重要，以确保在将来的步骤中共享网格节点。为此，请突出显示墙壁及其脂质，然后单击鼠标右键以创建零件。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阻力密度的新材料和五个参数Mooney Riverland模型并设置其参数。
对脂质和运动成分重复此操作，抑制腔成分并将先前定义的材料分配给动脉和脂质固体。现在需要对几何体进行网格剖分，将物理场首选项设置为非线性机械，并指定网格大小。在这里，我们使用了目标尺寸为 0.14 毫米的自适应网格划分。
根据需要调整网格首选项以获得合理的蒙版单位值。在这里，我们的目标是在间隙中至少两到三个网格元素，例如纤维帽。由于几何形状复杂，生成网格可能需要一些时间。
对于 FSI 模拟，请关闭自动时间步进，并将子步骤定义为一个，并设置模拟结束时间。在这种情况下0.8秒，系统耦合我们控制时间和子步骤，设置求解器类型到程序控制使用直接或迭代方法。直接方法更可靠，但使用大量内存。
将牛顿引用和方法设置为完整。通过插入流体固体界面，将系统耦合域指定为动脉的内壁。这将在此位置的结构和流体之间传递数据。
位移边界条件可以作为 X、Y 和 Z 方向的位移函数输入，应用于入口和出口。为了帮助解决解决方案选项卡下的错误，请插入牛顿筏残差。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。
进入模型选项卡，检查单位并抑制动脉和脂质部分。引领流体领域。指定网格度量并生成网格，检查偏度并在必要时进行调整。
最好使用与结构部分在发生流体固体相互作用的区域上使用类似尺寸的网格和形状。为入口、出口和墙壁创建名称选择，以便流利地传递到流利。现在进入设置选项卡并确保启用双位置。
将求解器类型设置为基于压力，并确保时间设置为瞬态。启用 K-Omega 粘性湍流模型，并实现纯粹的应力传递和低再校正。启用具有湍流的非线性粘度模型。
在命令控制台中输入以下命令，并在出现提示时输入 yes。现在，在材料下，通过输入密度并从粘度下拉列表中选择非牛顿幂律来定义血液属性。编译时，我使用一个定义的函数，其中包含瞬态血流速和压力检查命令行是否有任何错误。
现在加载 UVF。这些可以应用于入口和出口。启用动态网格，包括平滑、重新网格划分和六个自由度求解器，为网格设置扩散参数 1.5 以及适当的最大和最小比例。
创建新的动态网格区域，指定流明壁并选择系统耦合。这是将数据传递到模拟的动脉组件的接口。为入口、出口和内部流明创建形成网格区域，并为网格尺度创建适当的值。
通常，负细胞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调整每个区域的网格尺度，确保压力速度耦合设置为耦合，并将瞬态公式和空间离散化方案设置为二阶。在控件中，输入当前数字 2，并在监视器选项卡中设置残余收敛条件。
在这里，我们使用这里的值 1 到 5 5 表示连续性，使用负 6 中的 1 8 表示余数。要为结果（如局部规范化螺旋度）定义自定义函数，请在"参数和自定义"选项卡下选择自定义函数，然后插入一个新函数。根据需要使用弹出窗口进行定义。
在"运行计算"选项卡中，将次数步长设置为 160，时间步长大小为 5 毫秒，迭代次数设置为 300。检查是否启用了时间统计数据采样，并确保选择了壁统计和流剪应力以及我们之前定义的自定义函数。在计算活动中创建数据导出，选择 CFD 后处理兼容选项。
如果要在单独的软件中处理结果，请根据需要调整导出类型。选择要导出的所有区域和结果。最后，使用混合方案初始化仿真。
确保两个结构影响设置都已连接到系统耦合并已更新。在系统耦合中，将结束时间设置为 0.8 秒，将时间戳设置为 5 毫秒，通常介于 10 到 15 次迭代之间，前提是结构和流体组件都收敛良好。分别从流体和结构构件中选择壁和实体界面，并编辑出传递，调整从流体到结构传递的力的松弛或斜坡下，以帮助收敛。
准备就绪后，单击更新，仿真数据如结构和流体收敛及其各自的数据传输收敛将打印在控制台中。请注意，FSI仿真的计算成本很高，在16芯机器上，这种仿真大约需要11天。在这里，我们重点介绍了三个重要的生物力学结果，即壁剪切应力，通过局部归一化螺旋度的腔内流动特性，以及冯·米塞斯有效应力形式的结构应力。
纯粹的压力很大程度上是由血流速驱动的。然而，正如我们在这里所看到的，对时间平均纯粹应力的更详细分析，即单独剪切指数，这是衡量流动逆转和潜在纯粹应力矢量场的指标，可能更具临床信息性，特别是通过寻找吸引区域，这些区域可以吸引单核细胞并导致斑块生长。我们可以进一步可视化整个腔内的螺旋流模式，具有局部归一化螺旋度，以帮助概念化螺旋流结构与斑块生长之间的联系。
最后，动脉壁中较高的Von Mises应力可能提示由于负荷增加而导致的细胞功能障碍或损伤区域，或提示可能的斑块破裂部位，特别是由于纤维帽较薄或拔肩区域的应力增强。我们还看到，压力是由近端纤维帽的动脉弯曲和收缩驱动的。而蒸馏应力是由血压驱动的 我们的结果是，FSI模拟具有独特的捕获位置。
通过与随访影像学检查的比较。我们看到动脉远端区域的腔面积减少，这也与总液弧的增加有关，提示病变进展。相比之下，近端区域的腔面积略有减少，但纤维帽厚度大幅减少，表明转向更脆弱的表型。
然后，通过分析战剪应力、腔内流动和结构应力的模式，可以将这些区域或进展或回归与基线FSI模拟进行比较。好吧，这种方法是针对单个案例提出的。获取对较大数据集的分析，以确定任何相关性的统计显著性。
我们希望这种方法可以提供帮助。在这种方法中，我们描述了使用流体结构相互作用技术重建和生物机械模拟患者冠状动脉的步骤。我们描述了从OCT中提取腔，脂质和外壁并重建三维形状的过程，然后描述了网格剖分，设置边界条件和系统耦合域的过程。
最后，运行仿真和后处理结果。我们的纯粹应力腔内流动特征的转化，以及动脉中结构反应对临床平均值的转化，也从基于FSI的生物力学的病变进展的角度进行了讨论，显示了呈现更完整图像的潜力，患者的当前状况和预后。现在，虽然FSI仍然是非常发达且计算昂贵的方法，但我们相信描述该方法的过程可以进一步建立并用于协助围绕动脉粥样硬化进展的临床决策。
