Сравнение вычислительных методов
Использование компьютерного моделирования и численных методов для оценки риска разрыва AAA традиционно ограничивалось моделированием механики стенок в квазистатических (CSS S ) условиях [ 7 , 18 ]. Преимущество этого подхода состоит в том, что он позволяет моделировать стенку с помощью двумерных элементов твердой оболочки в предположении однородной толщины стенки, игнорируя при этом гидродинамические события в мешочке аневризмы [ 29 - 35 ], что приводит к быстрому изменению ситуации для расчет пиковых напряжений стенок. Мы протестировали наши виртуальные модели AAA, используя технику CSS S , а также CSS Tгде равномерно распределенное давление в просвете моделируется как пульсирующее, а максимальные напряжения оцениваются при t = 0,4 с. Используя наши вычисленные FSI пиковые напряжения стенок в качестве основы для сравнения, таблица 1 и рисунок 10 (только для β = 0,6 и UW) показывают разницу в этих напряжениях между методологиями CSS S , CSS T и FSI. Из Таблицы 1, в предположении однородной толщины стенки (UW), расчеты квазистатического напряжения в твердом теле приводят к занижению пикового напряжения в среднем на 9,4%; аналогично, метод пульсирующего твердого напряжения занижает пиковое напряжение в среднем на 9,2%. В предположении неоднородной толщины стенок CSS S и CSST- методы занижают прогнозы пикового напряжения в среднем на 29,5% и 29,4% соответственно. Учитывая важность неоднородности толщины стенки для точной оценки потенциала разрыва AAA, эти результаты указывают на то, что события механики жидкости должны быть приняты во внимание в подходе моделирования для оценки механики стенки.
|
|
|
Виртуальные модели AAA, представленные в этой работе, обеспечивают фундаментальную основу для применения методологии FSI в качестве неинвазивного инструмента для прогнозирования риска разрыва у отдельных пациентов, подчеркивая важность асимметрии аневризмы и неоднородности стенки сосуда. Этот подход учитывает динамику кровотока, которая по своей природе временна, и ее влияние на механику стенок. Следовательно, результаты прогнозов FSI демонстрируют взаимосвязь между полем скорости жидкости и вызванными потоком напряжениями стенки, которые в предыдущих исследованиях оценивались косвенно только на основе равномерного и статического распределения давления жидкости. Во время сердечного цикла мгновенные силы жидкости, действующие на внутреннюю стенку, деформируют и расширяют артерию. В свою очередь, движение стенки изменяет поле скорости до тех пор, пока не будет достигнуто равновесие;
Как видно из Рисунка 11, деформациями мешка AAA можно пренебречь, особенно для неоднородной стенки. Независимо от асимметрии, тонкий средний участок стены, где диаметр и напряжение максимальны, демонстрируют значительное искажение исходной сетки. Таким образом, хотя моделирование неоднородной стены в этом исследовании представляет собой новый аспект исследования, к нему следует относиться в рамках вычислительного подхода с большой осторожностью, чтобы стабильная модель могла давать точные и реалистичные результаты. Деформация геометрии дополнительно проиллюстрирована на рисунке 12 , на котором показан объем каждого виртуального просвета AAA как функция времени для последнего цикла физики FSI. Начальный объем недеформированного AAA для всех моделей, использованных в данном исследовании, составляет∀ o = 206,6 см 3 . Для моделей UW пиковая громкость достигается при 0,34 с, а для моделей VW - 0,38 с. Это совпадает с моментом пикового напряжения стенки и пикового смещения, при котором стенка AAA достигает наибольшего расширения. Таблица 2 показывает изменение объема при максимальной деформации, демонстрируя, что увеличение объема сопровождается асимметрией и неоднородностью стенки. Эту пульсирующую природу деформации AAA нельзя оценить с помощью метода CSS, который учитывает только объемные изменения стенки AAA.
|
|
|
Ограничения
|
|
|
Разрыв аневризмы возникает не только из-за напряжения, оказываемого вдоль внутренней стенки, но, скорее, из-за передачи этого напряжения на средние и внешние слои стенки, что приводит к разрушению пораженной артериальной стенки. Более того, маловероятно, что толщина стенки реальной АБА будет одновременно уменьшаться по направлению к максимальному поперечному размеру аневризмы, а затем увеличиваться с таким же градиентом по направлению к бифуркации подвздошной кости. Комбинация виртуальной геометрии, линейно эластичных свойств материала и толщины стенки, которая изменяется обратно пропорционально диаметру сосуда, создает напряжения стенок, превышающие 100 Н / см 2 , что может быть физиологически нереалистичным по сравнению со средней одноосной прочностью на разрыв ткани AAA [ 35 год]. Тем не менее, наше математическое описание изменения толщины стенки дает представление об относительных величинах напряжений в моделях UW и VW, а также о важности неоднородности толщины стенки для прогнозирования механики стенок AAA.
Несмотря на более точные прогнозы биомеханики AAA с использованием методологии FSI, у настоящего исследования есть дополнительные ограничения, которые ограничивают его применение в клинической среде. Среди них - допущение о линейном модуле упругости для моделирования механических свойств стенки, необходимость в неинвазивных предикторах толщины и прочности стенки, отсутствие включения тромба и кальцификации в геометрические модели и модели материала, анизотропная характеристика ткани. моделей, отсутствие внешних сил, индуцированных окружающими тканями и органами, отсутствие подвздошных артерий и отсутствие оценки биологической активности. Некоторые из этих вопросов являются спорными, например, включение внутрипросветного тромба (ILT),34 , 35 ]. В то время как вложение в вычислительное время оказывается дорогостоящим недостатком методологии FSI по сравнению с методами CSS, постоянное совершенствование микропроцессорной технологии позволит найти практическое применение в клинических условиях в ближайшие несколько лет. Конечная многомасштабная модель для неинвазивной оценки риска разрыва аневризмы должна включать биомеханические (динамика жидкости и твердого тела), биологические и генетические аспекты заболевания AAA.
|
|
|
Вывод
Эта работа представляет собой численное исследование взаимодействия жидкости и структуры десяти виртуальных моделей аневризмы брюшной аорты для прогнозирования напряжения стенки как средства неинвазивной оценки потенциала разрыва. Эффекты асимметричной выпуклости передней стенки и неоднородности толщины стенки подробно изучены в отношении пикового напряжения стенки при сохранении постоянного максимального поперечного диаметра на уровне 6 см. Сравнение проводится с традиционными численными методами, основанными на квазистатическом и переходном расчетном анализе напряжений твердого тела.
Гидродинамика в податливой модели асимметричной аневризмы характеризуется развитием кольцевых вихрей во время систолы, которые выбрасываются из мешка вскоре после достижения пикового давления. Энергия искажения, запасенная в сосуде, когда он расширяется во время сердечного цикла, способствует раннему формированию областей рециркуляции в аневризме, которые дают высокие градиенты скорости на дистальном конце аневризмы. Эти режимы течения в сочетании с геометрическими особенностями модели и упругими характеристиками материала стенки определяют распределение вызванных потоком напряжений стенки. В веретенообразном AAA, для которого локальная толщина уменьшается обратно пропорционально локальному диаметру сосуда, пиковое напряжение стенки в 4 раза больше, чем при однородной толщине стенки. По аналогии, асимметричная выпуклость передней стенки, определяемая значением β = 0,2 в модели с однородной толщиной стенки, приводит к увеличению пикового напряжения стенки на 17% по сравнению с веретенообразным AAA. При таком же максимальном диаметре истончение стенки оказывает более значительное влияние на сопутствующее повышение пикового напряжения стенки, чем асимметрия мешка аневризмы. Методы расчета напряжений в твердом теле недооценивают расчеты напряжения стенок по сравнению с прогнозами взаимодействия жидкости и конструкции. Компромисс в пользу лучшего средства прогнозирования - 23-кратное увеличение вычислительных затрат. Использование этого численного метода в качестве инструмента оценки риска разрыва на основе состояния отдельного пациента должно включать неинвазивные предикторы толщины стенки и прочности ткани.
Дата добавления: 2021-03-18; просмотров: 84; Мы поможем в написании вашей работы! |
Мы поможем в написании ваших работ!