原始研究的文章

前面。地中海,抛光工艺。,29日November 2022
秒。心血管医学技术
卷4 - 2022 | https://doi.org/10.3389/fmedt.2022.1008540

自动化有限元方法来生成解剖患者动脉粥样硬化动脉从虚拟histology-intravascular超声波的生物力学模型

杰里米·l·沃伦^1,__,

约翰·e·柳^1,__,

克拉克a·迈耶 ¹,

大卫·s·马勒尼²,

哈比卜Samady²和

希瑟·n·Hayenga ^{1 *}

¹位于达拉斯的得克萨斯大学生物工程学系,理查森,TX,美国
²乔治亚州东北部卫生系统,格鲁吉亚心脏研究所,盖恩斯维尔,美国佐治亚州

尽管在早期发现和治疗进展,动脉粥样硬化是死亡的主要原因在所有心血管疾病(CVD)。生物力学分析,动脉粥样硬化病变有可能揭示生物力学不稳定或rupture-prone地区。治疗决策很少考虑使狭窄病变的生物力学部分就由于困难在临床环境中获取这些信息。之前的3 d有限元分析方法不完全合并动脉复杂曲率的几何、材料非均质性,使用的患者数据。解决这些限制和临床需求,文中提出了一种用户友好的完全自动化程序重构和模拟墙力学的患者冠状动脉粥样硬化。程序可以从特定的数据与三维重建异构组织任务和复杂的动脉曲率。十一动脉与冠状动脉疾病(CAD)进行了基线和6个月随访血管造影和虚拟histology-intravascular超声波(VH-IVUS)成像。VH-IVUS图像去除背景噪声处理,提取VH斑块材料数据,腔的外轮廓。动脉血管摄影数据用于东方概要文件在3 d的中心线。由此产生的表面网格然后重新取样的均匀性并使用TetGen tetrahedralized生成体积网格。 A mesh convergence study revealed edge lengths between 0.04 mm and 0.2 mm produced constituent volumes that were largely unchanged, hence, to save computational resources, a value of 0.2 mm was used throughout. Materials are assigned and finite element analysis (FEA) is then performed to determine stresses and strains across the artery wall. In a representative artery, the highest average effective stress was in calcium elements with 235 kPa while necrotic elements had the lowest average stress, reaching as low as 0.79 kPa. After applying nodal smoothening, the maximum effective stress across 11 arteries remained below 288 kPa, implying biomechanically stable plaques. Indeed, all atherosclerotic plaques remained unruptured at the 6-month longitudinal follow up diagnosis. These results suggest our automated analysis may facilitate assessment of atherosclerotic plaque stability.

介绍

理解动脉粥样硬化斑块的不良后遗症是至关重要的,斑块是许多心血管疾病的根源1)。斑块的大小、组成、血流量和钙积累都可以检测到使用目前的成像技术。当前的风险评估方法主要不良心血管事件(MACE)包括弗雷明汉风险评分(FRS),冠状动脉钙化(CAC)得分,颈动脉Intima-Medial厚度(CIMT’),和部分流动储备(FFR)。然而,这些方法并不占动脉壁的结构力学,影响急性不稳定风险以及动脉粥样硬化斑块的增长和重构。我们新方法旨在解决这一赤字的生物力学建模特定病人的动脉。

在过去的几十年里,特征导致的不稳定性斑块已经建立了(2- - - - - -4)。结构、rupture-prone特征包括thin-fibrous帽(< 65µm厚度),大的脂质核心,内腔附近和钙化结节。特征定义erosion-prone领域包括内膜的增厚和纤维与很少或没有脂质核心动脉粥样化(3,5)。斑块不稳定和区域之间的空间相关性高机械应力超过动脉以前发现的强度(6)。最大应力值> 300 kPa斑块帽与后续断裂位置在几个调查(6- - - - - -8)。最终,量化不同的斑块的结构力学和应力破裂的斑块成分是一个更好的指标可能比大小。

基于图像的计算方法允许个性化的风险评估和增强的治疗计划。这里我们提出一个自动化的方法从3 d重建冠状动脉网格执行和有限元力学分析。高分辨率成像数据现在可以用来构建和评估综合3 d特定病人的动脉血管模型。以前,在这个领域的研究是使用二维横截面VH-IVUS动脉组织或线性建模(图片9,10)。医学成像和计算方法的进步为研究人员进一步研究铺平了道路结构加载发生在一个三维构建模型。最近动脉使用体积生物力学几何造型方法已成功地利用各种成像技术和材料模型是有限的范围。这是他们要么使用一组有限的材料或单一均质材料代表斑块成分(11,12),需要额外的手动分割(13,14),动脉曲率和忽视,分支或分支,(12- - - - - -14)。简而言之,以前的方法不能完全解决动脉粥样硬化动脉组织的固有的异构性质或冠状动脉几何所呈现的复杂曲率(11)。本文提供的公开可用的自动化方法包含了异构组织变化和利用不同的数据建立一个精确的3 d表示病人的动脉粥样硬化动脉。结果从这个模型试图提供一个诊断风险评估工具的机械完整性评估患者动脉粥样硬化动脉。

材料和方法

下面给出的方法概述我们的方法自动生成体积网格使用VH-IVUS图像和冠状动脉造影数据(图1)。算法是使用MATLAB开发(R2022a)脚本语言和11-artery数据集,从11个病人,包括冠状动脉VH-IVUS图像和血管造影资料。脚本和用户界面允许用户修改的啮合参数动脉几何以及FEBio仿真参数。

图1

图1。简化工作流突出中的步骤创建一个针对病人的动脉模型与材料属性。从血管造影动脉中心线提取数据(红色)。VH-IVUS图像处理提取单个斑块组成数据,面向在3 d中心线,和网状创建容积有限元素(蓝色)。有限元分析是解决FEBio(黑色)。

数据采集

数据集的27名患者在2007年和2009年之间适度的冠状动脉疾病(CAD)参加埃默里大学的阿托伐他汀临床试验(ClinicalTrials.gov;标识符:NCT00576576) (15,16)。所有患者获得最佳的药物治疗对心血管危险因素,包括阿托伐他汀80毫克每天。根据标准的护理,所有患者接受基线和6个月随访双翼飞机冠状动脉造影以及EKG-gated(非线性波的峰值)射频后向散射虚拟histology-IVUS (VH-IVUS)图像采集的近端左前降枝(小伙子)和左主干冠状动脉(LM) (20 MHz鹰眼®黄金导管,火山Corp .)、科尔多瓦牧场,CA)。临床上,血管造影术提供3 d几何和显示动脉狭窄的领域,而IVUS图像使动脉壁的特性的可视化。虚拟组织学(VH,火山corp .)将IVUS射频频谱构建一个彩色组织地图叠加在IVUS图像。组织映射由四个材料:纤维组织(密集的胶原纤维),fibrofatty组织(松散胶原纤维以最小的脂质沉积),致密钙(钙沉积),和坏死核心(坏死脂质含量高、地区)(图2)(17- - - - - -19)。VH-IVUS图像得到一个自动电动回落(0.5 mm / s)大约60毫米的小伙子引导导管主动脉。最后,多普勒获得压力数据收购LM和冠状动脉远端小伙子使用0.355毫米监测导(ComboWire,火山corp .)。试验中值得注意的是,没有一个病人经历了持续后斑块破裂或狼牙棒。

图2

图2。VH-IVUS和血管造影数据。(一个)的例子VH-IVUS图像比较分岔和non-bifurcated区域。(B)血管造影数据从两个角度从冠状动脉摄影获得的视频。

批准后由艾莫利大学和德克萨斯大学达拉斯机构审查委员会,在临床试验用于有限元分析收集的数据分析。这个数据集,我们发展的方法,我们使用动脉来自十一个不同的患者表现出不同程度的弯曲度,最好斑块异质性,数量的分支代表输入的范围可能在诊所。因此,我们将参考这些动脉编号从1到11本手稿的其余部分。分析动脉排除动脉8,9,11分岔。病人被记录在特定的舒张压和收缩压值补充表S1。17个kPa的平均收缩压在整个数据集(131±24.8 mmHg)是用于每个动脉模型(补充表S1)。最后,3 d中心线坐标提取血管造影的视频使用QAngio (20.)和出口用于网格创建过程(图2)。

创建网格

VH-IVUS图像处理和中心线方向

通用IVUS图像产生灰度图像(图3 a、F),然后使用虚拟组织学处理(图3 b, G)和出口。这些VH-IVUS过滤去除背景噪声和图像分为物质组根据像素的RGB值(钙、坏死核心、动脉壁,fibrofatty和纤维)(图3 c, H)。这些过滤图像然后蒙面,岛屿被使用一个area-opening算法(21)。

图3

图3。VH-IVUS成像处理过程。VH-IVUS图像的图像处理步骤(f j)和(安妮一个分岔。(一个F)原始IVUS图像。(B, G)VH叠加在原始IVUS图像。(C、H)图像提取斑块组成像素。(D, L)图像添加袖子层之后。(E, J)图像提取后内部(腔)和外表面配置文件。

创建一个支持层组织为保护动脉壁薄,血管周围“袖”层与一个预定义的厚度(0.2毫米径向)添加(图3 d,我)和内腔和外表面提取概要文件(图3 e, J)。套层作为一个缓冲和实施有两个原因。首先,它允许创建的体积元素动脉太薄。其次,它提供了一个外部缓冲动脉壁的推在增压,保证在仿真模型的稳定性。像素坐标和概要文件然后缩放毫米(1像素= 0.02毫米)和面向三维沿中心线。的分支动脉段,一个额外的步骤是用于获得分支几何。这里的代码执行一个径向扫描发现不连续IVUS像素和识别,发生在一个分支内部和外部配置文件。这些图像标记和内部/外部轮廓坐标对应分支差距存储用于表面网格创建步骤。

表面网格

腔内和外表面配置文件从VH-IVUS图像中提取用于创建第一个通过近似的动脉网通过程序放样。动脉网的两端封闭的放样从外缘腔的边缘。在动脉分叉,IVUS图像包含一个分支被标记和腔内/外轮廓坐标在分支存储(图4一)。这些资料仍用于创建网格的初步的近似,因此,节点关联的分支区域很容易识别。脸网连接到分支节点删除和由此产生的孔是用来识别边缘序列用于创建分支。沿着这些边缘的坐标分别为腔内和外表面平均减去它们之间创建一个法向量,定义分支角(图4 b)。这个分支角用于项目的两个边缘序列(腔内和外)正交平面上在一个预定义的距离抵消的外表面网格。在这里,两个边缘序列通常会重叠,放样时造成问题的投影边缘。因此,沿腔的边缘分支边缘序列是扩张和预计到网格中面临的外表面,在投影空间中移除。这种假设忽视真正的分支动脉壁的厚度;然而,它是必要的因为支动脉壁的厚度不能确定的轴向VH-IVUS图像。接下来,我们阁楼分支边缘序列预测节点通过花键的阁楼。开始和结束的花键阁楼需要额外计算向量平行网面临和正交投影平面,分别。一旦完成,以关闭分支放样外缘投影平面上的投影平面上腔的边缘(图4 c)。完成这个过程和结果为每个分支在闭合容积初步近似的动脉网。虽然这个初步的近似像真正的动脉结构,它由不均匀的三角形和显著不同的边长。因此,我们应用汉弗莱类平滑(22)和重采样算法创建统一的三角网(图4 d, E)。

图4

图4。分支创建过程。(一个)黑点显示在VH-IVUS形象代表的内外协调近端分支用蓝色区域。(B)计算法向量计划分支线的绘制过程。(C)支网放样过程与主要合并后动脉网。(D)non-bifurcated和(E分别)分支动脉网格平滑和重采样后。

体积网格

网格创建过程的最后一步是生成体积网格通过tetrahedralization为有限元分析做准备。目前,我们的方法是使用线性tetrahedral-4 (tet4)元素的形状,尽管用户界面允许非线性tet10元素形状而不是使用。决定使用四面体元素形状被通知(23),指向四面体元素最适用的形状与材料非线性模型生物力学加载和使用。虽然其他元素形状存在,四面体元素允许自动利用开源TetGen tetrahedralization代码(24),实现在吉本库(25),自动的创建有限元素。此外,TetGen允许使用命令行标志来控制各种优化参数时使用tetrahedralizing网。这里我们使用一个最大体积约束搭配一条边长度约束最大化元素质量和生产要素统一卷和边缘的长度。每个约束的值自动计算在我们的代码使用均值边缘表面网格的长度以及用户定义的网格重采样分辨率。

材料赋值

所示表1,每个动脉由5种材料:动脉壁,纤维,钙,坏死核心,和袖子。材料被分配(即基于其特定VH-IVUS颜色。RGB值)。材料属性被假定为线性弹性建议由先前的研究(26)。

表1

表1。材料属性用于有限元分析。VH-IVUS颜色,杨氏模量(MPa)有关,泊松比为每个有限元模拟中使用的材料类型(26)。

直到这个时候,VH-IVUS图像处理和表面网格和体积网格生成。然而,有限元素还没有被关联到一个特定的材料类型。我们使用动脉中心线和VH-IVUS像素坐标,将每个有限元与组织类型(图8)和相关的材料属性(表1)。为此,体积网格中的每个元素的重心是第一次计算。然后循环遍历每个元素重心,找到最近的VH-IVUS像素坐标,并分配与协调相关的材料类型的元素(补充图S3)。自然地,一个可以看到比较数百万VH-IVUS像素坐标的计算成本与每个元素质心与元素的个数成指数增加。因此,为了降低计算成本,VH-IVUS像素坐标和元素重心沿中心线首先被预先索引成重叠的部分。材料然后分配给每个元素只有搜索VH-IVUS像素坐标内元素的部分而不是搜索整个网域。这种方法可以显著减少计算所需的数量,从而减少所需的时间和计算资源分配的材料。这个过程的初步分析表明,这种优化技术的时间分配材料需要∼20-40x之间平均15分钟或者更少的时间;显著减少内存使用,计算资源允许更快的材料分配具有较高分辨率的网格。一旦材料分配,体积网格可以在FEBio分析做好准备。

FEBio设置——载荷、边界条件和求解参数

这里我们大纲负荷,在有限元模型边界条件和假设。因为我们的方法的目的是动脉壁内的一般结构力学模型,加载,BCs,和假设提出本不是面向一个特定的模型,而是为未来的修改和完善提供一个基本框架。只有必要条件的概述动脉提供力学的一般模型。

腔的加载

加载条件复制已条件与生理有关压力负载定义面临的内腔表面(图5(左)。在当前版本的模型中,一个静态压力负荷代表收缩压。然而,这个值是用户定义的,允许使用不同的压力值,或者轻微的修改,合并的时间使用负载曲线。压力负荷定义网格面临但FEBio内部分发这些值相关联的节点。一秒钟的压力是应用在小时间步捕捉小变形,保证模型收敛。这里必须指出的是,尽管我们的方法的目标是一个简化的通用模型,必须注意在选择时间步长和压力负荷。较大的压力负载本身会导致更大的变形,因此,必须选择一个较小的时间步长。此外,值得注意的是,一个静态负载并不代表动态脉动的加载已展出。然而,如前所述,我们旨在创建一个基本的框架模型一般动脉生物力学当前迭代中没有引入任何不必要的复杂性。

图5

图5。边界条件和加载。腔的表面(左)用于施加压力载荷和结束帽(右)被固定在x, y和z轴。

边界条件和假设

与所有的有限元模型,边界条件(BCs)必须通过考虑相关的观察和精心挑选的假设。在冠状动脉段的情况下,他们不仅仅是漂浮在自由空间和孤立的从周围组织。他们周围都是各种血管周的组织,在心肌直接接触,和内联动脉组织VH-IVUS成像领域的范围之外。然而,人们仍然可以获得有用的洞察一般动脉生物力学用简化的边界和加载条件。因此,被选出的BCs保证模型收敛而复制pseudo-physiological条件。节点连接到表面的主要动脉线以及树枝的末端固定在轴(图5,对吧)。旋转、压缩或心脏收缩产生的拉力不考虑。另一个因素不考虑残余应力出现在动脉体内。bi-axial动脉组织的出现测试和张角理论存在于动脉连续介质力学模型清楚地表明,残余应力总是出现在脉管系统。独特的异质的组织,这些因素,尽管广泛研究和发表自1990年代(27- - - - - -29日),需要额外的实验和程序,很难进行不破坏组织本身。因此,我们在模型和不考虑残余应力集中在增压生物力学在起作用。

结果

我们的算法能够自动生成生物力学模型从不同的VH-IVUS图像和血管造影检查。算法是使用MATLAB脚本语言开发的,如TetGen和FEBio开源项目。根据IVUS片的数量,啮合决议,曲率复杂性,类型的电脑,等等,花费的时间重建网格将广泛的变化。例如,一个网格重建200帧和0.2决议了大约15分钟一般消费者笔记本电脑。用户友好的分步指导以及源代码可以在GitHub上:https://github.com/VMBL-UTD/Automated-Artery-Reconstruction。

网格收敛性研究

网格收敛性研究来确定拍摄的最佳分辨率每个斑块组成的卷。虽然计算机处理器的速度和力量只会增加随着时间的推移,根据摩尔定律,它仍然是值得考虑的这样一个网格收敛性研究以减少计算资源消耗和问题的复杂性。网格重采样值是一个用户定义的参数,指的是三角形和四面体边长(毫米)的表面和体积网格,分别。因此,在本节条款“重采样值”、“边缘长度”,和“分辨率”交替使用。

在这项研究中,一个代表完整的动脉网是重建使用重采样值从0.04毫米到0.4毫米0.005毫米的步骤。另外,每个斑块组成的总数量(内、外膜、坏死、钙、纤维化、和fibrofatty)计算每个重采样值(图6)。同样值得注意的是,虽然卷袖元素也被认为是在这项研究中,网格收敛性主要是由实际的斑块成分取自VH-IVUS数据。粗网格分辨率(大重新取样值)导致不一致的成分的变化量,而细网格(小重新取样值)的收敛成分卷。边长0.2毫米以上导致不同成分与越来越不一致的卷卷;从0.3到0.35的重采样值,例如,导致大量纤维元素的差异。边长0.2毫米和0.04毫米之间产生成分体积基本不变,因此,下面的小的目的,为了节省计算资源,使用值为0.2毫米。网格收敛结果验证模型表现如预期(即。,finer resolutions between 0.04 mm to 0.2 mm, resulted in more precise constituent volume).

图6

图6。网格收敛性研究。整个代表动脉重建是在不同的网格分辨率。啮合决议从0.04毫米到0.4毫米在步骤0.005(轴)。每个斑块成分的总量计算在每个决议(轴)。

一旦啮合斑块组成卷拍摄的最佳分辨率,我们进行了一项生意收敛研究量化网格分辨率对应力分布的影响(图7,补充表S2)。本研究旨在表明有效应力的分布,位移和元素大小变化与不同的网格分辨率比原VH-IVUS图像。部分代表动脉重建使用5 IVUS图像分辨率为0.2,0.15,0.10,和0.05毫米和相同的仿真参数,概述了在“FEBio设置-载荷、边界条件和求解器参数”,被利用。由于固定边界条件(在x, y, z)应用到节点最后帽、峰值应力的元素结束最近的帽子。因此,我们选择使用横截面视图从中间段的固定边界条件会对应力分布的影响。关于变形、截面的最薄的区域始终有最大位移的大小。最大位移值和更精细的分辨率(即逐渐增加。,maximum displacement increases from 0.11 to 0.14 mm at resolutions 0.2 to 0.05 mm, respectively). Volumetrically, the size of the elements decreased linearly with smaller edge-length values which aligned with the outcomes of the volumetric mesh independence study. Mechanically, effective stress in the artery also decreased as the resolution neared a 1:1 ratio with the VH-IVUS pixel size. This pattern can be attributed to a shear locking phenomenon typically experienced by linear element shapes wherein they are unable to accurately capture deformation in nonlinear materials. The trend of stress increasing with finer resolutions could also be attributed to our material assignment method. Though the material assignment method does apply similar materials globally, larger meshes resulted in less consistent local material assignment. This discrepancy arises because our current approach uses element centroids to find the nearest VH-IVUS pixel for material assignment. Due to the image pixel edge-length value being significantly smaller than the mesh, a neighboring pixel could be nearer to an element's centroid when a slightly different resolution is applied. An example of this limitation is seen in图7 b在红色的体积坏死核心像素是在较大的网格和更精确地近似代表更好的决议。此外,在该部位的应力分布图7 b显然是影响粗决议。这个结果与斑块异质性的VH-IVUS图像表明细决议是更适合的更精确的表示VH-IVUS像素。此外,我们发现,使用非线性tet10元素形状更一致的压力计算结果与线性tet4元素在同一啮合决议(补充图S4)。补充表S3量化压力差值百分比的函数元素形状和网格分辨率为每个材料类型。用户界面(GitHub库:https://github.com/VMBL-UTD/Automated-Artery-Reconstruction)允许用户修改分辨率和元素类型。然而,也必须意识到细网格时可显著提高计算时间和所需资源重构运行有限元分析的网格和模拟。

图7

图7。有效应力和位移不同网格分辨率。短5 VH-IVUS片动脉动脉网段的分辨率重建0.05,0.1,0.15,和0.2毫米。类似的模拟参数用于所有网格计算在FEBio有效应力和位移。(一个)第一列显示中间片重建网格。第二和第三列显示横断面有效应力和位移的观点,分别。(B)特写视图中间VH-IVUS钙化区域的图像和相应区域的动脉网。最上面一行显示有效应力,最后一行显示了网格在每个决议。

直线和曲线几何体积差异

我们试图确定斑块成分的体积和/或墙力学直和弯曲动脉几何之间的不同。从IVUS原创作品直接利用网格重构(32)。然而,血管造影数据允许弯曲中心线的实现,因此在解剖学上更为精确的动脉重建。其中一个输入网格创建脚本允许用户定义是否几何使用弯曲的中心线。斑块组成量可以计算从体积网格和墙力学有限元模拟。

代表网,斑块成分的相对量52.48%套管材料,17.78%纤维/纤维帽,动脉壁18.34%,6.47% fibrofatty,坏死核心3.21%,1.71%连续致密的钙的重建。中心线弯曲动脉重建是由52.02%的缓冲材料,17.95%纤维/纤维帽,18.49%,动脉壁fibrofatty 6.57%,致密钙坏死核心,3.24%和1.73%。统计分析斑块成分之间的卷是在R(4.1.3版)进行的。简单的相关测试(p< 0.05,R = 0.99)显示了成分之间有高度的相关性。因此,直接使用弯曲几何代替几何并不建立在统计上有显著差异的斑块组成卷。

有效应力

代表动脉网(动脉4)被选为说明了有限元分析的结果。注意,这些结果并不打算提出任何形式的全球解释而是显示我们的方法的有限元分析功能。材料被分配根据“材料任务”,使用套管厚度0.2毫米(图8)。加载边界条件、假设和参数中概述“腔的加载”和“边界条件和假设”也被用来分析和•冯•米塞斯元素应力计算为每个斑块组成(图8 b)。元素应力最高钙化元素平均为288.17 kPa和坏死元素平均最低2.2 kPa。应用节点使平滑后,平均有效压力在整个动脉段仍低于60 kPa。值得注意的是,套层的厚度会影响仿真结果和应力值。在同一个代表动脉,一个离散的套管厚度范围从0(无袖)到0.4毫米与改变平均应力kPa 28日至19 kPa,分别。数据和表显示各种网格特征和结果为所有11动脉用于开发我们的方法包括在补充材料(补充数据S1, S2,补充表S1)。

图8

图8。体积元素和•冯•米塞斯应力的材料类型。完整的代表动脉重建在0.2毫米决议tet4元素。(一个)分离的材料被分配使用斑块组成像素坐标提取VH-IVUS图像“VH-IVUS图像处理和中心线取向”。(B)Nodal-smoothened有效应力在整个动脉(左)和元素·冯·米塞斯应力(右)对应的材料类型中指出(一个)。

讨论

了解动脉粥样硬化冠状动脉内的应力状态是至关重要的对改善病人护理和治疗计划。本文提供的自动化方法使用特定的VH-IVUS图像和血管造影数据产生体积动脉网。有限元分析是应用于体积网格计算发展动脉的压力和紧张。一个简单的方法来确定病人的动脉的生物力学将洞察的状态病人的疾病。先前的研究利用VH-IVUS或10月成像生成二维平面有限元分析模拟动脉粥样硬化斑块(26,31日,32)。此外,冠状动脉的三维有限元分析模型也被开发出来,利用一个广义为整个动脉均质材料或一组有限的异构材料(33,34)。这些方法提供有用的见解平面和三维强调,发展在心动周期内斑块形成。然而,完整的3 d斑块结构的复杂性不可能准确地描述了平面模拟和同质或有限材料的使用在之前的3 d模拟无法解决的复杂异构斑块的性质。需要注意的另一个因素是所需的人工干预来生成有限元网格在每个方法。图像必须手动清洗和加工提取内外动脉概要文件和斑块成分。我们的方法解决这些缺点,选择结合使用2 d图像重建网格,3 d空间位置的材料从VH-IVUS解决材料异质性、和自动化来限制任何手动干预。此外,复杂的冠状动脉曲率,被俘通过冠状动脉造影,也是整合;导致一个方法能够自动生成性器官的动脉在3 d网格按一个按钮。

与所有的现代计算方法,有限元分析的结果是不确定的和结果必须小心解释。复杂的、异构的本质动脉组织和非线性的软组织只允许一个实现近似解(35)。此外,必须特别注意在选择边界条件和加载能够复制的生理条件,同时减少计算资源和复杂性。例如,固定节点沿着结束帽可以在相邻元素导致更高的应力,因此扭曲应力的分布在附近的地区。边界条件和假设是绝对必要的计算模型;然而,也必须是一个疲惫的简单化和曲解的结果。需要密切关注的另一个领域是材料属性。我们目前使用的被广泛接受的线性新虎克材料模型Paritala等(26从霍夫曼等人),而工作(36)和Holzapfel et al。(37)提出了动脉粥样硬化的选民Mooney-Rivlin或修改版本。Mooney-Rivlin材料模型是一个三阶非线性模型,假设是更适合描述剪切变形在弹性材料(38),与目前使用的二阶新虎克模型相比。然而,我们的目的不是量化的差异或影响的模型,而是提供一个健壮的方法能够很容易地交换材料模型之间如果需要。

本文提供的压力范围内的文学。工作Paritala等人发现压力在一个狭窄的动脉,介于0.002到286.1 kPa之间,有一个很大的百分比越高应力集中在斑块的肩膀(26)。王等人报道墙应力之间的0.3634和450.4 kPa的平面二维有限元分析模拟(39)。一些变化预计,由于材料属性或网格重建方法的差异,但有限元的应力结果躺在两个范围。另外,本文提供的动脉粥样硬化斑块破裂在随访(16)。这种稳定性也符合我们从我们的有限元分析结果nodal-smoothened值低于建议的300 kPa破裂阈值(40)。总之,我们的价值观是在先前发表的文献值。

本文提供的方法旨在显示当前自动重建动脉网的功能,然而,与所有的计算方法一样,这种方法也有其局限性。一个缺点是材料赋值方法。目前,我们的材料分配方法(“材料赋值”)简单地分配每个元素使用最近的五个材料之一VH-IVUS像素的空间位置提取“VH-IVUS图像处理和中心线方向”。这个泛型方法并不完善的过渡材料刚度的边界硬和软材料,这可能会导致更大的压力在这些领域(例如,相邻元素钙和坏死)见图7和补充表S2。这个限制是一个重要和常见的问题在异构的有限元模型和产生需要解决材料异质性同时最小化更多的计算资源。值得注意的是,如果需要,用户可以修改网格重新取样值来解决这个限制。然而,节省计算资源可以考虑选择啮合等方法更好的解决在材料边界或自适应重啮合可能减少数值错误,确保精制硬和软材料之间的过渡。另外,用户界面允许操纵元素的形状分析期间使用。代码默认为线性tet4元素形状但非线性tet10元素形状可以申请分析相反;这个选择将增加模拟所需的计算能力和影响力的生物力学分析(补充图S4)。第二个限制是在默认的材料模型。目前,代码默认使用一个新虎克材料模型不准确预测的非线性响应表现出生物组织。之所以选择这种材料模型仅仅是一个代理发展的算法,但可以很容易地修改如果需要使用不同的材料模型。这个多才多艺给用户自定义材料模型或选择另一个多种模型目前在FEBio软件实现。虽然没有明确在用户界面中实现,一个自定义插件也可以实现FEBio允许完全定制的材料模型可能更适合使用其他应用程序。第三个限制我们的方法是无法预测斑块破裂或完全描述斑块的稳定性。这个限制是一个主题感兴趣的心血管研究多年41,42)和各种预测措施建议即坏死核心厚度(3),纤维帽厚度(43)和微钙化物质(5)。由于困难参与从VH-IVUS成像,获得这样的几何特性没有这些方面分析了手稿。然而,不同成像模式的整合,能够识别这种结构将扩大我们的方法和提高结果的能力。事实上,这手稿的目的是详细我们的小说,自动网格算法和其潜在的生物力学分析。我们希望广泛适应我们的方法会导致价值和深刻的创新对上面提到的局限性和发展领域的血管生物力学分析和特定的精密医疗。

除了急性分析,继续发展我们的方法将产生新颖的见解心血管疾病的状态。它超出了这个范围的手稿,但未来的研究可以使用这个模型来分析基线和随访数据之间的生物力学允许更多的洞察增长和重构的状态发生在动脉。共同注册的努力口口相传Timmins et al。(44)已被用于识别血液动力学影响动脉粥样硬化进展。这样的工作也将允许更多的洞察结构力学分析与破裂机制和预测功能,打开大门为转化医学和强化治疗方案。本文提供的基础自动化的细节,用户友好,3 d,健壮的生物力学建模方法有潜力扩大临床应用研究的见解和效用。

数据可用性声明

在这项研究中提出的数据集可以在网上找到存储库。库的名称/存储库和加入号码可以找到(s)如下:https://github.com/VMBL-UTD/Automated-Artery-Reconstruction。

道德声明

涉及人类受试者的研究回顾和埃默里大学和德克萨斯大学达拉斯机构审查委员会批准。患者/参与者提供了他们的书面知情同意参与这项研究。

作者的贡献

HH构思和设计研究;司法院和JW收集数据;司法院和JW进行仿真和数据分析。司法院和JW起草了手稿,作者编辑和提交之前批准了手稿。

资金

作者欣然承认这项工作经费由国家心脏,肺和血液研究所的美国国立卫生研究院(1 r01hl136776-01a1)和美国国家科学基金会路易斯托克斯少数民族参与联盟(LSAMP)奖学金。内容是完全的责任作者,不一定代表美国国立卫生研究院的官方观点。

确认

血管力学生物学实验室的成员,即布莱恩j·托雷斯他的帮助分析初始VHIVUS数据集。

的利益冲突

作者声明,这项研究是在没有进行任何商业或财务关系可能被视为一个潜在的利益冲突。

出版商的注意

本文表达的所有索赔仅代表作者,不一定代表的附属组织,或那些出版商编辑和评论员。任何产品,可以评估在这篇文章中,或声称,可能是由其制造商,是没有保证的,或支持的出版商。

补充材料

本文的补充材料可以在网上找到https://www.雷竞技rebatfrontiersin.org/articles/10.3389/fmedt.2022.1008540/full补充材料。

引用

1。Kelly-Arnold, Maldonado N, Laudier D, Aikawa E,卡多佐L, Weinbaum s .修订后的微钙化假设纤维帽人类冠状动脉破裂。《美国国家科学院刊年代。(2013)110 (26):10741 - 6。doi: 10.1073 / pnas.1308814110