Name: optical coherence tomography based biomechanical fluid-structure interaction analysis of coronary atherosclerosis progression
Uploaded: 2022-01-15T15:00:00
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Os autores gostariam de reconhecer o apoio da Universidade de Adelaide, do Royal Adelaide Hospital (RAH) e do South Australian Health and Medical Research Institute (SAHMRI). O estudo COCOMO-ACS é um estudo iniciado por pesquisadores financiado por subvenções de projetos do National Health and Medical Research Council (NHMRC) da Austrália (ID1127159) e da National Heart Foundation of Australia (ID101370). H.J.C. é apoiado por uma bolsa de estudos da Westpac Scholars Trust (Future Leaders Scholarship) e reconhece o apoio da Universidade de Adelaide, Escola de Engenharia Mecânica e do Programa de Treinamento em Pesquisa em Educação, Habilidades e Emprego (RTP). S.J.N. recebe uma Bolsa de Pesquisa Principal do NHMRC (ID1111630). P.J.P. recebe uma Bolsa líder futura nível 2 da National Heart Foundation of Australia (FLF102056) e a Bolsa de Desenvolvimento de Carreira nível 2 do NHMRC (CDF1161506).

Os seguintes dados desidentidos foram analisados a partir de um paciente recrutado no ensaio controlado randomizado COCOMO-ACS em curso (ACTRN12618000809235; Número de referência do Hospital Royal Adelaide HREC: HREC/17/RAH/366), com aprovação ética adicional concedida pelos Serviços de Pesquisa da Central Adelaide Local Health Network (CALHN) para fins de simulação biomecânica (CalHN Reference Number 14179). A Figura 1 resume o fluxo de trabalho completo descrito no protocolo a seg...

O uso de métodos FSI para analisar a biomecânica coronária ainda é um campo em desenvolvimento tanto a partir da modelagem numérica quanto dos aspectos do resultado clínico. Aqui descrevemos o esboço da criação de uma análise de FSI específica do paciente, com base nos métodos de elemento finito/volume finito, utilizando OCT e imagem angiográfica. Embora o método que descrevemos aqui utilize um solucionador de elementos finitos comerciais, o procedimento pode ser aplicado a qualquer software capaz de FSI. A...

A doença arterial coronariana (CAD) é o tipo mais comum de doença cardíaca e uma das principais causas de morte e carga econômica globalmente1,2. Nos Estados Unidos, cerca de uma em cada oito mortes é atribuída ao CAD3,4, enquanto a maioria das mortes globais por CAD são agora vistas em países de baixa e média renda5. A aterosclerose é o condutor predominante dessas mortes, com ruptura de placa ou erosão que leva à oclusão da artéria coronária e infarto agudo do miocárdio (IAM)6. Mesmo após a revascularização das lesões coronárias culpadas, os pacientes têm risco substancial de eventos cardiovasculares adversos recorrentes (MACE) após a AMI, em grande parte devido à presença concomitante de outras placas não culpadas que também são vulneráveis à ruptura7. A imagem intracoronária oferece uma oportunidade de detectar essas placas de alto risco8. Embora o ultrassom intravascular (IVUS) seja o padrão-ouro para avaliar o volume da placa, ele tem resolução limitada para identificar características microestruturais de placa vulnerável em contraste com a alta resolução (10-20 μm) da tomografia de coerência óptica (OUT). Uma tampa fibrosa fina e inflamada sobrepondo uma grande piscina lipídica foi demonstrada como a assinatura mais importante de uma placavulnerável 9 e é melhor identificada e medida por OUTUBRO entre as modalidades de imagem intracoronárias disponíveis atualmente10. É importante ressaltar que o OCT também é capaz de avaliar outras características de placa de alto risco, incluindo: arco lipídeído; infiltração de macrófago; presença de fibroatheroma de tampa fina (TCFA), que é definido como núcleo rico em lipídios com tampa fibrosa fina excessivamente fina (<65 μm); calcificação irregular; e microcanais de placa. A detecção de OCT desses recursos de alto risco em placas não-culpadas pós-AMI tem sido associada a um risco aumentado de até 6 vezes do mace11futuro . No entanto, apesar disso, a capacidade da angiografia e da imagem de OCT de prever quais placas coronárias progredirão e, em última instância, romperá ou corroer é limitada, com valores preditivos positivos de apenas 20%-30%8. Essa capacidade preditiva limitada dificulta a tomada de decisão clínica em torno das quais placas não culpadas tratam (por exemplo, por stent)7,12.
Além dos fatores do paciente e das características biológicas da placa, as forças biomecânicas nas artérias coronárias também são determinantes importantes da progressão da placa e da instabilidade13. Uma técnica que mostra a promessa de ajudar a avaliar de forma abrangente essas forças é a interação fluida-estrutura (FSI)14 simulação. O estresse da cisalhamento de parede (SSM), também chamado de estresse endotelial, tem sido um ponto focal tradicional para a pesquisa de biomecânica coronária15, com um entendimento geral de que a SSM desempenha um papel etiológico na formação da aterosclerose16. Predominantemente simuladas utilizando técnicas de dinâmica computacional de fluidos (CFD), regiões de baixo WSS têm sido associadas com espessamento intimal17, remodelação vascular18 e previsão de progressão da lesão19 e futura MACE20. Avanços recentes nessas análises sugerem a topologia de campo vetorial WSSsubjacente 21, e suas características multidirecionais22, como um melhor preditor de risco de aterosclerose do que apenas a magnitude do WSS. No entanto, o WSS apenas captura um vislumbre do sistema biomecânico global na parede do lúmen, e assim como as modalidades de imagem, nenhuma métrica biomecânica pode discernir com confiança características ateroscleróticas de alto risco.
Outras métricas estão emergindo como potencialmente importantes na formação da aterosclerose. Características de fluxo intraluminal23 são um exemplo, com fluxo helicoidal, quantificado através de vários índices24, sugerido como desempenhando um papel atheroprotetor suprimindo padrões de fluxoperturbados 25,26. Embora as técnicas de CFD possam analisar essas características de fluxo e apresentar uma ampla gama de resultados úteis, elas não consideram as interações subjacentes entre o fluxo sanguíneo, a estrutura da artéria e o movimento cardíaco geral. Essa simplificação do sistema dinâmico para uma parede rígida perde resultados potencialmente críticos, como o estresse da tampa fibrosa. Enquanto o debate a favor e contra a necessidade de FSI sobre CFD continua27,28,29, muitas comparações não incluem o impacto da função ventrículo. Essa limitação pode ser superada com o FSI, que demonstrou que a dobra dinâmica e a compressão exercida na artéria através da influência da função ventrículo podem impactar significativamente a placa e o estresse estrutural da artéria, bem como métricas de fluxo como WSS30,31,32. Isso é importante, pois as tensões estruturais também são uma métrica fundamental para analisar e prever a ruptura da placa33,34 e foram sugeridas a co-localização com regiões de placa aumentar14,35. A captura dessas interações permite uma representação mais realista do ambiente coronário e dos mecanismos potenciais de progressão da doença.
Abordando isso, aqui descrevemos o processo de desenvolvimento de uma geometria específica do paciente a partir da imagemOCT 36 e a configuração e execução de uma simulação FSI da artéria usando um solucionador de elementos finitos comerciais. O processo para extrair manualmente a parede da artéria lúmen, lipídica e externa é detalhado antes da reconstrução computacional tridimensional da artéria do paciente. Delineamos a configuração da simulação, o acoplamento e o processo de comparação da linha de base e os parâmetros de imagem de OCT de acompanhamento para determinar a progressão da lesão. Por fim, discutimos o pós-processamento de resultados numéricos e como esses dados podem ter relevância clínica, comparando os resultados biomecânicos com a progressão/regressão da lesão. O método geral é demonstrado em não-culpado, placas levemente estenóticas e ricas em lipídios na artéria coronária direita (RCA) de um paciente caucasiano de 58 anos que apresentou um infarto agudo de mingração de elevação não-ST no cenário de hipertensão, diabetes mellitus tipo 2, obesidade (IMC 32,6) e histórico familiar de cmagem coronariana prematura e imagem de OCT foram realizadas durante sua internação inicial, e, em seguida, 12 meses depois como parte de um estudo clínico em andamento (teste COCOMO-ACS ACTRN12618000809235). Prevemos que essa técnica pode ser ainda mais refinada e usada para identificar placas coronárias que estão em alto risco de progredir.

<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

Neste artigo, apresentamos um fluxo de trabalho completo para a análise biomecânica da placa aterosclerótica na vasculatura coronária. Com a aterosclerose como uma das principais causas de morte global, morbidade e carga econômica, novas formas de analisar e prever sua progressão são necessárias. Um desses métodos computacionais é o uso da interação fluido-estrutura (FSI) para analisar a interação entre o fluxo sanguíneo e os domínios da artéria/placa. Juntamente com imagens in vivo, essa abordagem poderia ser adaptada a cada paciente, auxiliando na diferenciação entre placas estáveis e instáveis. Delineamos o processo de reconstrução tridimensional, fazendo uso da Tomografia de Coerência Óptica intravascular (OCT) e angiografia coronária invasiva (ICA). A extração de condições de fronteira para a simulação, incluindo a replicação do movimento tridimensional da artéria, é discutida antes que a configuração e análise seja conduzida em um solucionador de elementos finitos comerciais. O procedimento para descrever as propriedades hiperelásticas altamente não lineares da parede da artéria e a velocidade/pressão pulsante é delineado juntamente com a configuração do acoplamento do sistema entre os dois domínios. Demonstramos o procedimento analisando uma placa não-culpada, levemente estenótica e rica em lipídios em um paciente após o infarto do miocárdio. Marcadores estabelecidos e emergentes relacionados à progressão da placa aterosclerótica, como o estresse da tesoura de parede e a helicidade normalizada local, respectivamente, são discutidos e relacionados à resposta estrutural na parede e placa da artéria. Finalmente, traduzimos os resultados para potencial relevância clínica, discutimos limitações e delineamos áreas para o desenvolvimento posterior. O método descrito neste artigo mostra a promessa de auxiliar na determinação de locais em risco de progressão aterosclerótica e, portanto, poderia auxiliar na gestão da morte significativa, morbidade e carga econômica da aterosclerose.

Os resultados representativos são apresentados tanto para marcadores biomecânicos estabelecidos quanto emergentes da progressão da aterosclerose. Métricas estabelecidas como os resultados derivados do WSS e WSS (incluindo o estresse da tesoura de parede mediana (TAWSS) e o índice de tesoura oscilatória (OSI)) são visualizados na Figura 10. O estresse da cisalhamento da parede sobre o ciclo cardíaco é em grande parte impulsionado pela velocidade do sangue, no entanto, a geometria da ...

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

Há necessidade de determinar quais lesões ateroscleróticas progredirão na vasculatura coronária para orientar a intervenção antes do infarto do miocárdio ocorrer. Este artigo descreve a modelagem biomecânica das artérias a partir da Tomografia de Coerência Óptica usando técnicas de interação fluido-estrutura em um solucionador de elementos finitos comerciais para ajudar a prever essa progressão.

Análise de interação biomecânica de fluido-estrutura biomecânica baseada em coerência óptica da progressão da aterosclerose coronária

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

A aterosclerose é uma das principais causas de morte e morbidade global, e sua natureza multifatorial e complexa faz uma abordagem multidisciplinar para enfrentá-la importante. Agora, a imagem é uma ferramenta poderosa para analisar a morfologia negra, mas ainda não pode nos dar uma compreensão dos mecanismos subjacentes do trabalho. E é aí que entra a simulação computacional.Do ponto de vista da dinâmica dos fluidos, sabemos que fatores como o estresse da parede no fluxo sanguíneo do Inbio podem impactar a função celular endotelial e novos processos de transporte envolvidos na formação da aterosclerose. Mas para realmente entender a mecânica específica do paciente, técnicas de interação de estrutura de fluidos, ou curto episódico, podem ser usados para simular a interação entre fluxo sanguíneo, mecânica arterial e função cardíaca geral. E essa metodologia apresenta uma abordagem para fazer exatamente isso, reconstruindo e simulando bio mecanicamente a artéria coronária de um paciente a partir da tomografia de coerência óptica, ou OCT para angiografia curta e invasiva.Também discutimos os resultados de relevância clínica e as comparações para o acompanhamento da imagem. Agora, os fundamentos por trás da metodologia são construídos sobre o elemento finito e métodos de volume finito. E enquanto demonstramos o método de simulação aqui usando o software comercial, o procedimento ANSYS pode ser adaptado a qualquer software ou códigos capazes de episódico.Combine a linha de base e acompanhe as imagens de OCT, usando marcos anatômicos, como bifurcações e usando imagens que começam imediatamente proximal à bifurcação mais distal e distal à bifurcação mais proximal. As imagens entre esses marcos devem ser analisadas Carregue a primeira imagem no digitalizador e marque os pontos centrais do cateter e os limites para a escala. Exporte esses pontos para usar mais tarde, marque a borda do lúmen, partindo do mesmo local em cada imagem e tendo certeza de capturar as curvas do lúmen da forma mais precisa possível.Deixe uma lacuna sobre os artefatos enquanto o processo de reconstrução interpolará essas regiões em um estágio posterior. Exporte esses arquivos para um formato de dados e repita isso para cada imagem. Em seu software ponto-com, extraia a parede externa em regiões de alta atenuação, usando partes visíveis da membrana elástica externa para caber uma elipse, para estimar a localização externa da parede, Defina o arco lipídico, calcule-a ao lumen centroid e tire a espessura da tampa.Estes serão usados para analisar a progressão da lesão juntamente com a área do lúmen. Em seguida, importe essas imagens sobrepostas no digitalizador de imagem para selecionar os pontos externos da parede. Da mesma forma para os lipídios selecionarem, a superfície lipídica, partindo da mesma extremidade do lipídio em cada caso, Carregar a primeira imagem angiográfica no digitalizador de imagem, selecionar as bordas do cateter para dimensionar a imagem em etapas posteriores.E então marque a linha central do cateter começando com o marcador proximal e movendo-se distally com pontos espaçados uniformemente. Exporte os dados para adaptar o formato. Repita estas etapas para cada imagem antes de realizar o processo de reconstrução da seção transversal.Em um software de modelagem 3D importar e gerar as seções transversais, um arquivo de cada vez, para criar um componente sólido, selecionar todas as curvas e bloqueá-las juntas, garantindo que o adicionar congelado seja selecionado para gerar um novo sólido. Agora realize estes passos para o lúmen, lipídios e parede externa. Para subtrair o lúmen e lipídios da parede da artéria, crie uma operação booleana e escolha o corpo alvo como a parede e os lipídios e lumina como o corpo da ferramenta.É importante compartilhar tipologia entre a parede e os lipídios para garantir que os nós de malha sejam compartilhados em etapas futuras. Para isso, destaque a parede e seus lipídios, e clique com o botão direito do mouse para criar uma peça. Para definir as propriedades do material para a artéria e lipídio insira dados de engenharia e adicione um novo material chamado arteria Arrastar densidade e o modelo de cinco parâmetros Mooney Riverland e definir seus parâmetros.Repita isso para o lipídio e para o componente motor, suprimir o componente lúmen e atribuir os materiais previamente definidos para as artérias e sólidos lipídicos. A geometria agora precisa ser misturada, definir a preferência física para mecânica não linear e especificar o dimensionamento da malha. Aqui usamos malha adaptativa com o tamanho alvo de 0,14 milímetros.Ajuste as preferências da malha conforme necessário para obter valores razoáveis da unidade de máscara. Aqui, buscamos pelo menos dois a três elementos de malha através de lacunas, como a tampa fibrosa. A geração da malha pode levar algum tempo devido à geometria complexa.Para simulações de FSI, desligue o tempo automático saindo e defina um sub passo como um e defina o tempo final da simulação. Neste caso, 0,8 segundos, o acoplamento do sistema controla o tempo e as sub etapas, definimos o tipo de solucionador para o controle do programa para usar o método direto ou iterativo. Os métodos diretos são mais robustos, mas usam uma quantidade significativa de memória.Coloque os árbitros newton e o método para cheio. Especifique o domínio de acoplamento do sistema como a parede interna da artéria inserindo uma interface sólida fluida. Isso passará dados entre a estrutura e o fluido neste local.As condições de limite de deslocamento podem ser inseridas como uma função de deslocamento na direção X, Y e Z, aplicadas na entrada e saídas. Para auxiliar na solução de problemas, erros sob a inserção da guia de solução para resíduos de jangadas Newton. Estes podem ser visualizados se surgirem erros para encontrar a geometria problemática ou locais de malha.Digite a aba do modelo, verifique as unidades e suprime a artéria e a parte lipídica. Liderando o domínio fluido. Especifique as métricas da malha e gere a malha, verificando a inclinação e ajustando se necessário.É uma boa prática usar uma malha e forma de tamanho semelhante como fizemos na parte estrutural das regiões onde a interação sólida do fluido está ocorrendo. Crie seleções de nomes para a entrada, saída e parede, a serem passadas para fluentes. Agora, digite a guia de configuração e certifique-se de que a posição dupla esteja ativada.Defina o tipo de solucionador para base de pressão e certifique-se de que o tempo seja definido para transitório. Habilite o modelo de turbulência viscosa K-Omega e permita o transporte de estresse e correções de baixa re. Para habilitar modelos de viscosidade não lineares com turbulência.Digite o seguinte comando no console de comando e digite sim quando solicitado. Em material, agora defina as propriedades sanguíneas, entrando em densidade e selecionando a lei de poder não newtoniana da lista de desistência de viscosidade. Compile, uso uma função definida, contendo a velocidade sanguínea transitória e a pressão verificando a linha de comando para quaisquer erros.Agora carregue o UVF. Estes podem ser aplicados na entrada e na tomada. Habilite a malha dinâmica, incluindo suavização, re malhação e seis graus de solucionador de liberdade, definindo o parâmetro de difusão 1.5 e as escamas máximas e mínimas apropriadas para sua malha.Crie uma nova zona de malha dinâmica, especifique a parede do lúmen e selecione o acoplamento do sistema. Esta é a interface para passar dados para o componente artéria da simulação. Crie as zonas de malha formadora para o lúmen de entrada, saída e interior com valores apropriados para a escala de malha.Muitas vezes erros de volume de células negativas estão associados a esta malha dinâmica. Por isso, verifique cuidadosamente e ajuste as balanças de malha, se necessário, para cada região, certifique-se de que o acoplamento da velocidade de pressão seja ajustado para acoplamento e ajuste os esquemas transitórios de formulação e discretização espacial para segunda ordem. Nos controles digite um número atual de dois e defina os critérios de convergência residual na guia monitores.Aqui, usamos o valor de 1 aqui para os 5 cinco para continuidade e um oito dos menos seis para o restante. Para definir uma função personalizada para resultados como a helicidade normalizada local, selecione funções personalizadas, sob os parâmetros e a guia de personalização, e insira uma nova função. Use a janela pop-up para definir conforme necessário.Na guia de cálculo de execução, defina o número de vezes passos para 160 com um tamanho de passo de tempo de cinco milissegundos e um número de iterações para 300. Verifique se a amostragem de dados para estatísticas de tempo está ativada e certifique-se de que as estatísticas de parede e os estresses da cisalhamento de fluxo sejam selecionados, bem como nossa função personalizada previamente definida. Crie uma exportação de dados em atividades de cálculo, selecionando a opção compatível com postagem cfd para pós-processamento.Se desejar processar resultados em um software separado, ajuste o tipo de exportação conforme necessário. Selecione todas as regiões e os resultados que deseja exportar. Por fim, inicialize a simulação com o esquema híbrido.Certifique-se de que ambas as configurações de influência estrutural estão conectadas ao acoplamento do sistema e atualizadas. No acoplamento do sistema, defina o tempo final para 0,8 segundos e o relógio para 5 milissegundos, geralmente entre 10 e 15 iterações como suficiente, desde que os componentes estruturais e fluidos estejam convergindo bem. Selecione a parede e a interface sólida a partir dos componentes fluidos e estruturais, respectivamente e edite uma transferência, Ajuste o em relaxamento ou rampa da força que está sendo transferida do fluido para a estrutura para auxiliar na convergência.Quando estiver pronto para execução, clique na atualização, dados de simulação como convergência estrutural e fluida e sua respectiva convergência de transferência de dados são impressos no console. Observe que as simulações do FSI são computacionalmente caras, com esta simulação levando cerca de 11 dias em uma máquina de 16 núcleos. Aqui nos concentramos em três importantes resultados biomecânicos: tensões de cisalhamento de parede, características de fluxo intraluminal através da helicidade normalizada local e estresse estrutural na forma do estresse efetivo de Von Mises.O estresse absoluto é muito impulsionado pela velocidade do sangue. Como podemos ver aqui, no entanto, uma análise mais detalhada do estresse médio, o índice de cisalhamento solitário, que é uma medida de reversão de fluxo e campos de vetores de estresse subjacentes, poderia ser mais clinicamente informativo, particularmente procurando regiões de atração, que poderiam atrair monócitos e levar ao crescimento de placas. Podemos visualizar ainda mais os padrões de fluxo heliacal em todo o lúmen com helicidade normalizada local para ajudar a conceituar a ligação entre estruturas de fluxo helicoidal e crescimento de placas.Finalmente, o maior estresse de Von Mises na parede da artéria pode sugerir áreas de disfunção celular ou danos devido ao aumento do carregamento ou sugerir locais prováveis de ruptura da placa, particularmente devido a tampas fibrosas mais finas ou intensificações de estresse nas regiões do ombro arrancado. Também vemos que o estresse é impulsionado pela dobra da artéria e contração na tampa fibrosa proximal. Considerando que o estresse da destilação é impulsionado pela pressão arterial Nosso resultado, simulações de FSI são colocadas exclusivamente para capturar.Através da comparação com a imagem de acompanhamento. Vemos uma diminuição na área de lúmen na região distal da artéria, o que também está associado a um aumento no arco líquido total, sugerindo a progressão da lesão. Em comparação, a região proximal vê uma pequena diminuição na área do lúmen, mas uma grande diminuição na espessura da tampa fibrosa sugerindo uma mudança para um fenótipo mais vulnerável.Essas regiões ou progressão ou regressão podem então ser comparadas com a simulação de FSI de linha de base, analisando padrões em estresse de cisalhamento de guerra, fluxo intraluminal e tensões estruturais. Bem, esta metodologia é apresentada para um único caso. Análises em conjuntos de dados maiores são adquiridas para determinar a significância estatística de quaisquer correlações.Algo que esperamos que essa metodologia possa ajudar. neste método, descrevemos os passos para reconstruir e simular biocanicamente a artéria coronária do paciente, usando técnicas de interação de estrutura fluida. Descrevemos o processo de extração do lúmen, do lipídio e das paredes externas de OUTUBRO e recriação da forma tridimensional, antes de descrever o processo de malha, definição de condições de limite e domínios de acoplamento do sistema.E, finalmente, executando os resultados de simulação e pós-processamento. A tradução de nossas características de fluxo intraluminal de estresse e a resposta estrutural na artéria à média clínica também foi discutida em termos de progressão da lesão com biomecânica baseada em FSI, mostrando o potencial de apresentar um quadro mais completo, da condição atual e prognóstico do paciente. Agora, enquanto o FSI ainda está desenvolvendo e computacionalmente caro método, acreditamos que o processo que descreve essa metodologia pode ser ainda mais construído e usado para auxiliar a tomada de decisões clínicas em torno da progressão da aterosclerose.

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Dirigido Cellular Automontagem para Fabricar Anéis Cell-Derived Tecido para Análise Biomecânica e Engenharia de Tecidos

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Bioengenharia

Integrated Photoacoustic Ophthalmoscopy and Spectral-domain Optical Coherence Tomography

Oftalmoscopia Fotoacústica integrada e Spectral-domínio Tomografia de Coerência Óptica

Both the clinical diagnosis and fundamental investigation of major ocular diseases greatly benefit from various non-invasive ophthalmic imaging ...

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Tomografia Computadorizada e imageamento óptico de acoplamento Osteogenesis-angiogênese para avaliar a integração do osso craniano Autoenxertos e Aloenxertos

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Semiautomated Longitudinal baseados em Microcomputed tomografia computadorizada quantitativa análise estrutural de um modelo de fratura Vertebral relacionadas com osteoporose rato Nude

Osteoporosis-related vertebral compression fractures (OVCFs) are a common and clinically unmet need with increasing prevalence as the world population ...

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Síntese de monócitos-direcionamento do Peptide Amphiphile micelas para a imagem latente da aterosclerose

Atherosclerosis is a major contributor to cardiovascular disease, the leading cause of death worldwide, which claims 17.3 million lives annually. ...

Agarose-based Tissue Mimicking Optical Phantoms for Diffuse Reflectance Spectroscopy

Baseado em agarose tecido imitando Phantoms ópticos por espectroscopia de reflectância difusa

This protocol describes how to make agarose-based tissue-mimicking phantoms and demonstrates how to determine their optical properties using a ...

Multimodal Volumetric Retinal Imaging by Oblique Scanning Laser Ophthalmoscopy (oSLO) and Optical Coherence Tomography (OCT)

Multimodal Volumetric Retinal Imaging by Oblique Scanning Laser Ophthalmoscopy oSLO and Optical Coherence Tomography OCT

Multimodal volumétrico Retinal Imaging pelo oblíquo digitalização Laser Oftalmoscopia (oSLO) e a tomografia de coerência óptica (OCT)

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Biomechanical Testing of Murine Tendons

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