Name: optical coherence tomography based biomechanical fluid-structure interaction analysis of coronary atherosclerosis progression
Uploaded: 2022-01-15T15:00:00
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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).

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...

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 comp...

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.

<table border="1" fo:keep-together.within-page="1" fo:keep-with-next.within-page="always">
	<tbody>
		<tr>
			<td>ANSYS Workbench (version 19.0)</td>
			<td>ANSYS</td>
			<td></td>
			<td>Commercial finite element solver</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>MATLAB (version 2019b)</td>
			<td>Mathworks</td>
			<td></td>
			<td>Commercial programming platform</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>MicroDicom/ImageJ</td>
			<td>MicroDicom/ImageJ</td>
			<td></td>
			<td>Open Source DICOM reader</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Visual Studio (version 2019)</td>
			<td>Microsoft</td>
			<td></td>
			<td>Commercial Integrated Development Environment</td>
		</tr>
	</tbody>
</table>

optical coherence tomography based biomechanical fluid-structure interaction analysis of coronary atherosclerosis progression

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.

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'ar...

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Optical Coherence Tomography Based Biomechanical Fluid-Structure Interaction Analysis of Coronary Atherosclerosis Progression

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.

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

In this paper, we present a complete workflow for the biomechanical analysis of atherosclerotic plaque in the coronary vasculature. With atherosclerosis ...

L'aterosclerosi è una delle principali cause di morte e morbilità globale, e la sua natura multifattoriale e complessa rende importante un approccio multidisciplinare per affrontarla. Ora, l'imaging è un potente strumento per analizzare la morfologia del nero, ma non può ancora darci una comprensione dei meccanismi sottostanti del lavoro. Ed è qui che entra in gioco la simulazione computazionale.Da un punto di vista fluidodinamico, sappiamo che fattori come lo stress da taglio della parete nel flusso sanguigno bio possono influire sulla funzione delle cellule endoteliali e sui nuovi processi di trasporto coinvolti nella formazione dell'aterosclerosi. Ma per comprendere veramente la meccanica specifica del paziente, le tecniche di interazione della struttura fluida, o brevi episodiche, possono essere utilizzate per simulare l'interazione tra flusso sanguigno, meccanica delle arterie e funzione cardiaca generale. E questa metodologia presenta un approccio per fare proprio questo, ricostruendo e simulando bio meccanicamente l'arteria coronaria di un paziente dalla tomografia a coerenza ottica, o OCT in breve, e angiografia invasiva.Abbiamo poi discusso anche i risultati della rilevanza clinica e i confronti per il follow-up dell'imaging. Ora, i fondamenti alla base della metodologia sono costruiti sui metodi degli elementi finiti e dei volumi finiti. E mentre qui dimostriamo il metodo di simulazione utilizzando il software commerciale, la procedura ANSYS può essere adattata a qualsiasi software o codice capace di episodi.Abbina le immagini di base e di follow-up dello Strumento di personalizzazione di Selezione multipla, utilizzando punti di riferimento anatomici, come le biforcazioni e utilizzando immagini che iniziano immediatamente prossimali alla biforcazione più distale e distale alla biforcazione più prossimale. Le immagini tra questi punti di riferimento devono essere analizzate Caricare la prima immagine nel digitalizzatore e contrassegnare i punti centrali del catetere e i limiti per la scala. Esporta questi punti per utilizzarli in seguito, segna il bordo del lumen, partendo dalla stessa posizione in ogni immagine e assicurandoti di catturare le curve del lumen nel modo più accurato possibile.Lascia un vuoto sugli artefatti poiché il processo di ricostruzione si interpolerà in queste regioni in una fase successiva. Esporta questi file in un formato di dati e ripeti questo per ogni immagine. Nel software dot-com, estrarre la parete esterna in regioni ad alta attenuazione, utilizzando parti visibili della membrana elastica esterna per adattarsi a un'ellisse, stimare la posizione della parete esterna, definire l'arco lipidico, calcolarlo al centroide del lume e cogliere lo spessore del cappuccio.Questi saranno utilizzati per analizzare la progressione della lesione insieme all'area del lume. Quindi importare queste immagini sovrapposte nel digitalizzatore di immagini per selezionare i punti della parete esterna. Allo stesso modo per i lipidi selezionati, la superficie lipidica, partendo dalla stessa estremità del lipide in ogni caso, Caricare la prima immagine angiografica nel digitalizzatore di immagini, selezionare i bordi del catetere per ridimensionare l'immagine nei passaggi successivi.E poi segna la linea centrale del catetere che inizia con il marcatore prossimale e si muove distalmente con punti uniformemente distanziati. Esportare i dati per adattare il formato. Ripetere questi passaggi per ogni immagine prima di eseguire il processo di ricostruzione della sezione trasversale.In un software di modellazione 3d importare e generare le sezioni trasversali, un file alla volta, per creare un componente solido, selezionare tutte le curve e bloccarle insieme, assicurandosi che venga selezionato aggiungi congelato per generare un nuovo solido. Ora esegui questi passaggi per il lume, i lipidi e la parete esterna. Per sottrarre il lume e i lipidi dalla parete dell'arteria, creare un'operazione booleana e scegliere il corpo target come parete e i lipidi e la lumina come corpo utensile.È importante condividere la tipologia tra la parete e i lipidi per garantire che i nodi mesh siano condivisi nei passaggi futuri. Per fare ciò, evidenziare la parete e i loro lipidi e fare clic con il pulsante destro del mouse per creare una parte. Per impostare le proprietà del materiale per l'arteria e il lipide inserire i dati di ingegneria e aggiungere un nuovo materiale chiamato densità di trascinamento dell'arteria e il modello a cinque parametri mooney Riverland e impostare i loro parametri.Ripeti questo per il lipide e per il componente motorio, sopprimi la componente del lume e assegna i materiali precedentemente definiti all'arteria e ai solidi lipidici. La geometria ora deve essere meshed, impostare la preferenza fisica su meccanica non lineare e specificare il dimensionamento della mesh. Qui abbiamo utilizzato il mesh adattivo con la dimensione target di 0,14 millimetri.Regolate le preferenze di mesh in base alle esigenze per ottenere valori ragionevoli dell'unità maschera. Qui miriamo ad almeno due o tre elementi di rete attraverso gli spazi vuoti, come il cappuccio fibroso. La generazione della mesh potrebbe richiedere del tempo a causa della geometria complessa.Per le simulazioni FSI, attivare l'ora di uscita automatica e definire un passaggio secondario come uno e impostare l'ora di fine della simulazione. In questo caso 0,8 secondi, accoppiamento del sistema controlliamo il tempo e i passaggi secondari, impostiamo il tipo di risolutore sul controllo del programma per utilizzare il metodo diretto o iterativo. I metodi diretti sono più robusti, ma utilizzano una quantità significativa di memoria in più.Impostate i riferimenti e il metodo di Newton su full. Specificate il dominio di accoppiamento del sistema come parete interna dell'arteria inserendo un'interfaccia solida fluida. Questo passerà i dati tra la struttura e il fluido in questa posizione.Le condizioni al contorno di spostamento possono essere inserite come funzione di spostamento nella direzione X, Y e Z, applicate all'ingresso e alle uscite. Per facilitare la risoluzione degli errori nella scheda della soluzione, inserire i residui delle zattere Newton. Questi possono essere visualizzati se si verificano errori per trovare la geometria problematica o le posizioni della mesh.Accedere alla scheda del modello, controllare le unità e sopprimere la parte arteriosa e lipidica. Guidare il dominio del fluido. Specifica le metriche della mesh e genera la mesh, controllando l'inclinazione e regolandola se necessario.È buona norma utilizzare una maglia e una forma di dimensioni simili a quelle che abbiamo fatto nella parte strutturale sulle regioni in cui si verifica l'interazione del solido fluido. Creare selezioni di nomi per l'ingresso, l'uscita e la parete, da passare a fluente. Ora entra nella scheda di configurazione e assicurati che la doppia posizione sia abilitata.Impostare il tipo di risolutore su base alla pressione e assicurarsi che il tempo sia impostato su transitorio. Abilita il modello di turbolenza viscosa K-Omega e abilita il trasporto dello stress puro e le correzioni a bassa risoluzione. Per abilitare modelli di viscosità non lineare con turbolenza.Immettere il seguente comando nella console di comando e immettere yes quando richiesto. Sotto materiale, ora definisci le proprietà del sangue, inserendo la densità e selezionando la legge di potenza non newtoniana dall'elenco a discesa della viscosità. Compilare, uso una funzione definita, contenente la velocità transitoria del sangue e la pressione controllando la riga di comando per eventuali errori.Ora carica l'UVF. Questi possono essere applicati all'ingresso e all'uscita. Abilitare la mesh dinamica, tra cui smoothing, re meshing e il risolutore a sei gradi di libertà, impostando il parametro di diffusione 1.5 e le scale massime e minime appropriate per la mesh.Create una nuova zona mesh dinamica, specificate la parete del lumen e selezionate l'accoppiamento del sistema. Questa è l'interfaccia per passare i dati alla componente arteria della simulazione. Creare le zone di formatura della rete per l'ingresso, l'uscita e il lume interno con valori appropriati per la scala della rete.Spesso a questa mesh dinamica sono associati errori negativi del volume delle celle. Quindi controllare attentamente e regolare le scale mesh se necessario, per ogni regione, assicurarsi che l'accoppiamento della velocità di pressione sia impostato per accoppiare e impostare la formulazione transitoria e gli schemi di discretizzazione spaziale al secondo ordine. Nei controlli immettere un numero corrente di due e impostare i criteri di convergenza residui nella scheda Monitor.Qui, abbiamo usato il valore di 1 qui a 5 cinque per la continuità e un otto del meno sei per il resto. Per definire una funzione personalizzata per i risultati, ad esempio l'elicità normalizzata locale, selezionare funzioni personalizzate nella scheda Parametri e personalizzazione e inserire una nuova funzione. Utilizzare la finestra popup per definire se necessario.Nella scheda Esegui calcolo impostare il numero di passaggi su 160 con una dimensione del passaggio temporale di cinque millisecondi e un numero di iterazioni su 300. Verifica che il campionamento dei dati per le statistiche temporali sia abilitato e assicurati che le statistiche delle pareti e le sollecitazioni di taglio del flusso siano selezionate, nonché la nostra funzione personalizzata precedentemente definita. Crea un'esportazione dei dati nelle attività di calcolo, selezionando l'opzione CFD post compatibile per la post-elaborazione.Se si desidera elaborare i risultati in un software separato, regolare il tipo di esportazione in base alle esigenze. Selezionare tutte le regioni e i risultati che si desidera esportare. Infine, inizializzare la simulazione con lo schema ibrido.Assicurarsi che entrambe le configurazioni dell'influenza strutturale siano collegate all'accoppiamento del sistema e aggiornate. Nell'accoppiamento del sistema, impostare il tempo di fine su 0,8 secondi e il timestamp su 5 millisecondi, generalmente tra 10 e 15 iterazioni come sufficiente a condizione che sia i componenti strutturali che quelli fluidi stiano convergendo bene. Selezionare la parete e l'interfaccia solida rispettivamente dai componenti fluidi e strutturali e modificare un trasferimento, regolare il sottorilevo o la rampa della forza trasferita dal fluido alla struttura per aiutare nella convergenza.Quando si è pronti per l'esecuzione, fare 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. Si noti che le simulazioni FSI sono computazionalmente costose, con questa simulazione che richiede circa 11 giorni su una macchina a 16 core. Qui ci siamo concentrati su tre importanti risultati biomeccanici, vale a dire le sollecitazioni di taglio della parete, le caratteristiche del flusso intraluminale attraverso l'elicità normalizzata locale e le sollecitazioni strutturali sotto forma di stress efficace di Von Mises.Lo stress puro è fortemente guidato dalla velocità del sangue. Come possiamo vedere qui, tuttavia, un'analisi più dettagliata dello stress puro medio temporale, l'indice di taglio solitario, che è una misura dell'inversione del flusso e dei campi vettoriali di stress sottostanti, potrebbe essere più clinicamente informativa, in particolare cercando regioni di attrazione, che potrebbero attirare monociti e portare alla crescita della placca. Possiamo visualizzare ulteriormente i modelli di flusso eliacale in tutto il lume con elicità normalizzata locale per aiutare a concettualizzare il legame tra le strutture del flusso elicoidale e la crescita della placca.Infine, un maggiore stress di Von Mises nella parete dell'arteria potrebbe suggerire aree di disfunzione cellulare o danni dovuti all'aumento del carico o suggerire probabili siti di rottura della placca, in particolare a causa di cappucci fibrosi più sottili o lo stress si intensifica nelle regioni della spalla del pizzico. Vediamo anche che lo stress è guidato dalla flessione e dalla contrazione delle arterie nel cappuccio fibroso prossimale. Mentre lo stress di distillazione è guidato dalla pressione sanguigna Il nostro risultato, le simulazioni FSI sono posizionate in modo univoco per catturare.Attraverso il confronto con l'imaging di follow-up. Vediamo una diminuzione dell'area del lume nella regione distale dell'arteria, che è anche associata ad un aumento dell'arco liquido totale, suggerendo la progressione della lesione. In confronto, la regione prossimale vede una piccola diminuzione dell'area del lume, ma una grande diminuzione dello spessore del cappuccio fibroso che suggerisce un passaggio a un fenotipo più vulnerabile.Queste regioni o progressione o regressione possono quindi essere confrontate con la simulazione FSI di base analizzando i modelli nello stress da taglio di guerra, nel flusso intraluminale e nelle sollecitazioni strutturali. Bene, questa metodologia è presentata per un singolo caso. Vengono acquisite analisi su set di dati più grandi per determinare la significatività statistica di eventuali correlazioni.Qualcosa che speriamo che questa metodologia possa aiutare. in questo metodo, abbiamo descritto i passaggi per ricostruire e simulare biomeccanicamente l'arteria coronaria del paziente, utilizzando tecniche di interazione della struttura fluida. Abbiamo descritto il processo di estrazione del lume, del lipide e delle pareti esterne dall'OCT e la ricreazione della forma tridimensionale, prima di descrivere il processo di meshing, impostando le condizioni al contorno e i domini di accoppiamento del sistema.E infine, l'esecuzione dei risultati della simulazione e della post-elaborazione. La traduzione delle nostre caratteristiche di flusso intraluminale di puro stress e la risposta strutturale nell'arteria alla media clinica è stata discussa anche in termini di progressione della lesione con la biomeccanica basata su FSI, mostrando il potenziale per presentare un quadro più completo delle condizioni e della prognosi attuali di un paziente. Ora, mentre FSI è ancora molto in fase di sviluppo e metodo computazionalmente costoso, riteniamo che il processo che descrive questa metodologia possa essere ulteriormente costruito e utilizzato per aiutare il processo decisionale clinico che circonda la progressione dell'aterosclerosi.

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