Атеросклероз является одной из ведущих причин глобальной смертности и заболеваемости, и его многофакторный и сложный характер делает междисциплинарный подход к борьбе с ним важным. Визуализация является мощным инструментом для анализа морфологии черного цвета, но она еще не может дать нам понимание основных механизмов работы. И именно здесь приходит на помощь вычислительное моделирование.
С точки зрения гидродинамики мы знаем, что такие факторы, как напряжение сдвига стенки в кровотоке, могут влиять на функцию эндотелиальных клеток и новые транспортные процессы, участвующие в образовании атеросклероза. Но чтобы по-настоящему понять специфическую механику пациента, методы взаимодействия структуры жидкости или эпизодические короткие могут быть использованы для моделирования взаимодействия между кровотоком, механикой артерий и общей сердечной функцией. И эта методология представляет собой подход к этому, путем реконструкции и биомеханического моделирования коронарной артерии пациента с помощью оптической когерентной томографии, или OCT для краткости, и инвазивной ангиографии.
Затем мы также обсудили результаты клинической значимости и сравнения для последующей визуализации. Теперь основы методологии построены на методах конечных элементов и конечного объема. И хотя мы демонстрируем метод моделирования здесь с использованием коммерческого программного обеспечения, процедура ANSYS может быть адаптирована к любому эпизодическому программному обеспечению или кодам.
Сопоставьте исходные и последующие изображения OCT, используя анатомические ориентиры, такие как бифуркации, и используя изображения, начинающиеся непосредственно проксимально до самой дистальной бифуркации и дистальной к наиболее проксимальной бифуркации. Изображения между этими ориентирами должны быть проанализированы Загрузите первое изображение в дигитайзер и отметьте центральные точки катетера и пределы для шкалы. Экспортируйте эти точки для использования позже, отметьте край просвета, начиная с одного и того же места на каждом изображении и обязательно захватывая кривые просвета как можно точнее.
Оставьте пробел в артефактах, поскольку процесс реконструкции будет интерполироваться между этими регионами на более позднем этапе. Экспортируйте эти файлы в формат данных и повторите это для каждого изображения. В вашем программном обеспечении dot-com извлеките внешнюю стенку в областях высокого затухания, используя видимые части внешней упругой мембраны, чтобы соответствовать эллипсу, чтобы оценить местоположение внешней стенки, определить липидную дугу, рассчитать ее до центра просвета и выщипать толщину колпачка.
Они будут использоваться для анализа прогрессирования поражения вместе с областью просвета. Затем импортируйте эти наложенные изображения в дигитайзер изображений, чтобы выбрать точки внешней стены. Аналогично для выбора липидов, липидная поверхность, начиная с одного и того же конца липида в каждом случае, Загрузите первое ангиографическое изображение в дигитайзер изображения, выберите края катетера, чтобы масштабировать изображение на последующих этапах.
А затем отметьте центральную линию катетера, начинающуюся с проксимального маркера и движущуюся дистально с равномерно расположенными точками. Экспортируйте данные для адаптации формата. Повторите эти шаги для каждого изображения перед выполнением процесса реконструкции поперечного сечения.
В программном обеспечении для 3D-моделирования импортируйте и генерируйте поперечные сечения, по одному файлу за раз, чтобы создать твердый компонент, выберите все кривые и зафиксируйте их вместе, гарантируя, что добавление замороженного выбрано для создания нового твердого тела. Теперь выполните эти шаги для просвета, липидов и наружной стенки. Чтобы вычесть просвет и липиды из стенки артерии, создайте булеву операцию и выберите целевое тело в качестве стенки и липиды и люмину в качестве тела инструмента.
Важно делиться типологией между стеной и липидами, чтобы гарантировать, что узлы сетки будут разделены на будущих этапах. Для этого выделите стену и их липиды, а также щелкните правой кнопкой мыши, чтобы создать деталь. Чтобы задать свойства материала для артерии и липида, введите инженерные данные и добавьте новый материал под названием плотность драгирования артерии и пятипараметрическую модель Муни Риверленда и задайте их параметры.
Повторите это для липидного и двигательного компонента, подавите компонент просвета и назначьте ранее определенные материалы артерии и липидным твердым веществам. Геометрия теперь должна быть сшита, установить физические предпочтения на нелинейные механические и указать размер сетки. Здесь мы использовали адаптивную сетку с целевым размером 0,14 миллиметра.
Настройте настройки сетки по мере необходимости для получения разумных значений единиц маски. Здесь мы стремимся к тому, чтобы по крайней мере два-три сетчатых элемента через промежутки, такие как волокнистый колпачок. Генерация сетки может занять некоторое время из-за сложной геометрии.
Для моделирования FSI включите автоматическое отключение времени, определите подшаг как один и установите время окончания моделирования. В этом случае 0,8 секунды, системная связь мы контролируем время и подшаги, устанавливаем тип решателя для программного управления, чтобы использовать либо прямой, либо итеративный метод. Прямые методы более надежны, но используют значительно больше памяти.
Установите для ссылок и метода Ньютона значение full. Укажите область связи системы в качестве внутренней стенки артерии, вставив интерфейс жидкого твердого тела. Это будет передавать данные между структурой и жидкостью в этом месте.
Граничные условия смещения могут быть введены как функция смещения в направлении X, Y и Z, применяемая на входе и выходах. Для помощи в устранении ошибок на вкладке решение вставьте для остатков плотов Newton. Их можно просмотреть, если возникают ошибки, чтобы найти проблемную геометрию или места сетки.
Войдите во вкладку модели, проверьте узлы и подавите артериальную и липидную часть. Лидерство в области текучей среды. Укажите метрики сетки и сгенерируйте сетку, проверяя асимметрию и корректируя при необходимости.
Хорошей практикой является использование сетки и формы аналогичного размера, как мы это делали в структурной части в областях, где происходит взаимодействие жидкого твердого тела. Создайте выбор имен для входа, розетки и стены, которые будут переданы в fluent. Теперь перейдите на вкладку настройки и убедитесь, что включена двойная позиция.
Задайте для типа решателя значение на основе давления и убедитесь, что время установлено на переходный. Включите модель вязкой турбулентности K-Omega и обеспечьте перенос напряжений и коррекцию с низким уровнем частоты. Включение нелинейных моделей вязкости с турбулентностью.
Введите следующую команду в командную консоль и введите да при появлении запроса. В разделе «Материал» теперь определите свойства крови, введя плотность и выбрав неньютоновский степенной закон из выпадающего списка вязкости. При компиляции я использую определенную функцию, содержащую преходящую скорость крови и давление, проверяя командную строку на наличие ошибок.
Теперь загрузите UVF. Они могут быть применены к входу и выходу. Включите динамическую сетку, включая сглаживание, повторное сетчатое соединение и решатель шести степеней свободы, установив параметр диффузии 1,5 и соответствующие максимальные и минимальные шкалы для вашей сетки.
Создайте новую зону динамической сетки, укажите стенку просвета и выберите системную муфту. Это интерфейс для передачи данных в артериальный компонент моделирования. Создайте формовочные зоны сетки для входного, выходного и внутреннего просвета с соответствующими значениями для сетчатой шкалы.
Часто ошибки отрицательного объема клеток связаны с этой динамической сеткой. Поэтому тщательно проверьте и отрегулируйте шкалы сетки, если это необходимо, для каждой области убедитесь, что связь скорости давления установлена на соединение, и установите переходную формулировку и схемы пространственной дискретизации на второй порядок. В элементах управления введите текущее число два и задайте критерии остаточной сходимости на вкладке мониторы.
Здесь мы использовали значение 1 здесь к 5 пяти для непрерывности и одной восьмерке из минус шести для остатка. Чтобы определить пользовательскую функцию для результатов, таких как локальная нормализованная спиральность, выберите пользовательские функции на вкладке Параметры и настройка и вставьте новую функцию. Используйте всплывающее окно, чтобы определить, как необходимо.
На вкладке выполнить вычисления задайте для параметра количество шагов раз равное 160 с размером шага времени пять миллисекунд и числом итераций равным 300. Убедитесь, что выборка данных для статистики времени включена, и убедитесь, что выбрана статистика стен и напряжений сдвига потока, а также наша ранее определенная пользовательская функция. Создайте экспорт данных в расчетных действиях, выбрав опцию пост-совместимой CFD для пост-обработки.
Если вы хотите обрабатывать результаты в отдельном программном обеспечении, при необходимости настройте тип экспорта. Выберите все регионы и результаты, которые вы хотите экспортировать. Наконец, инициализируйте моделирование гибридной схемой.
Убедитесь, что обе структурные установки влияния подключены к системной связи и обновлены. В системной связи установите время окончания равным 0,8 секунды, а метку времени — 5 миллисекундам, обычно между 10 и 15 итерациями, как достаточно, при условии, что как структурный, так и жидкостный компоненты хорошо сходятся. Выберите стену и твердую границу раздела из жидкости и структурных компонентов соответственно и отредактируйте перенос, отрегулируйте релаксацию или нарастание силы, передаваемой от жидкости к структуре, чтобы помочь в конвергенции.
Когда все будет готово к запуску, нажмите кнопку Обновить, в консоли будут напечатаны данные моделирования, такие как структурная и текучая конвергенция и их соответствующая конвергенция передачи данных. Обратите внимание, что моделирование FSI является вычислительно дорогостоящим, причем это моделирование занимает примерно 11 дней на машине с 16 ядрами. Здесь мы сосредоточились на трех важных биомеханических результатах, а именно напряжениях сдвига стенки, характеристиках внутрипросветного потока через локальную нормализованную спиральность и структурном напряжении в виде эффективного напряжения фон Мизеса.
Явный стресс в значительной степени обусловлен скоростью крови. Однако, как мы можем видеть здесь, более подробный анализ среднего по времени чистого напряжения, индекс одиночного сдвига, который является мерой разворота потока и лежащих в основе полей векторов напряжений, может быть более клинически информативным, особенно путем поиска областей притяжения, которые могут втягивать моноциты и приводить к росту бляшек. Мы можем дополнительно визуализировать гелиакальные паттерны потока по всему просвету с локальной нормализованной спиральностью, чтобы помочь концептуализировать связь между спиральными структурами потока и ростом бляшек.
Наконец, более высокий стресс фон Мизеса в стенке артерии может указывать на области клеточной дисфункции или повреждения из-за увеличения нагрузки или предполагать вероятные места разрыва бляшек, особенно из-за более тонких фиброзных колпачков или усиления стресса в областях плеча. Мы также видим, что стресс обусловлен изгибом и сокращением артерий в проксимальном фиброзном колпачке. В то время как стресс дистилляции обусловлен кровяным давлением Наш результат, моделирование FSI уникально расположено для захвата.
Через сравнение с последующей визуализацией. Мы видим уменьшение площади просвета в дистальной области артерии, что также связано с увеличением общей жидкой дуги, что свидетельствует о прогрессировании поражения. Для сравнения, в проксимальной области наблюдается небольшое уменьшение площади просвета, но значительное уменьшение толщины волокнистого колпачка, что предполагает переход к более уязвимому фенотипу.
Эти области или прогрессию или регрессию затем можно сравнить с базовым моделированием FSI путем анализа паттернов в напряжении сдвига войны, внутрипросветном потоке и структурных напряжениях. Ну, эта методология представлена для одного случая. Анализ больших наборов данных проводится для определения статистической значимости любых корреляций.
Мы надеемся, что эта методология может помочь. В этом методе мы описали шаги по реконструкции и биомеханическому моделированию коронарной артерии пациента с использованием методов взаимодействия структуры жидкости. Мы описали процесс извлечения просвета, липидов и наружных стенок из OCT и воссоздания трехмерной формы, прежде чем описать процесс сетки, установки граничных условий и системных связей доменов.
И, наконец, запуск симуляции и постобработки результатов. Трансляция наших характеристик внутрипросветного потока стресса и структурного ответа в артерии на клиническое среднее также обсуждалась с точки зрения прогрессирования поражения с биомеханикой на основе FSI, показывая потенциал для представления более полной картины текущего состояния и прогноза пациента. Теперь, в то время как FSI все еще является очень сложным и вычислительно дорогостоящим методом, мы считаем, что процесс, описывающий эту методологию, может быть дополнительно построен и использован для содействия принятию клинических решений, связанных с прогрессированием атеросклероза.
