Modélisation par paramètres regroupés et par éléments finis de l’insuffisance cardiaque avec fraction d’éjection préservée

Résumé

Ce travail présente deux modèles informatiques d’insuffisance cardiaque avec fraction d’éjection préservée basée sur une approche de paramètres regroupés et une analyse par éléments finis. Ces modèles sont utilisés pour évaluer les changements de l’hémodynamique du ventricule gauche et de la vascularisation connexe induite par la surcharge de pression et la conformité ventriculaire diminuée.

Résumé

Les efforts scientifiques dans le domaine de la modélisation informatique des maladies cardiovasculaires se sont largement concentrés sur l’insuffisance cardiaque avec fraction d’éjection réduite (HFrEF), négligeant largement l’insuffisance cardiaque avec la fraction d’éjection préservée (HFpEF), qui est plus récemment devenue une forme dominante d’insuffisance cardiaque dans le monde entier. Motivés par le manque des représentations in silico de HFpEF, deux modèles de calcul distincts sont présentés dans ce document pour simuler l’hémodynamique de HFpEF résultant de la surcharge ventriculaire gauche de pression. Tout d’abord, un modèle de paramètres groupés orienté objet a été développé à l’aide d’un solveur numérique. Ce modèle est basé sur un réseau de type Windkessel de dimension zéro (0D), qui dépend des propriétés géométriques et mécaniques des éléments constitutifs et offre l’avantage de faibles coûts de calcul. Deuxièmement, un progiciel d’analyse par éléments finis (FEA) a été utilisé pour la mise en œuvre d’une simulation multidimensionnelle. Le modèle FEA combine des modèles multiphysiques tridimensionnels (3D) de la réponse cardiaque électromécanique, des déformations structurelles et de l’hémodynamique basée sur la cavité fluide et utilise un modèle simplifié de paramètres regroupés pour définir les profils d’échange d’écoulement entre différentes cavités de fluide. Par chaque approche, les changements hémodynamiques aigus et chroniques du ventricule gauche et de la vascularisation proximale résultant de la surcharge de pression ont été avec succès simulés. Plus précisément, la surcharge de pression a été modélisée en réduisant la zone d’orifice de la valve aortique, tandis que le remodelage chronique a été simulé en réduisant la conformité de la paroi ventriculaire gauche. Compatibles avec la littérature scientifique et clinique de HFpEF, les résultats des deux modèles montrent (i) une élévation aiguë du gradient de pression transaortique entre le ventricule gauche et l’aorte et une réduction du volume de course et (ii) une diminution chronique du volume ventriculaire gauche fin-diastolique, indicatif du dysfonctionnement diastolique. Enfin, le modèle FEA démontre que le stress dans le myocarde HFpEF est remarquablement plus élevé que dans le tissu cardiaque sain tout au long du cycle cardiaque.

Introduction

L’insuffisance cardiaque est l’une des principales causes de décès dans le monde, qui se produit lorsque le cœur est incapable de pomper ou de se remplir adéquatement pour répondre aux exigences métaboliques du corps. La fraction d’éjection, c’est-à-dire la quantité relative de sang stockée dans le ventricule gauche qui est éjectée à chaque contraction est utilisée cliniquement pour classer l’insuffisance cardiaque en (i) insuffisance cardiaque avec fraction d’éjection réduite (HFrEF) et (ii) insuffisance cardiaque avec fraction d’éjection préservée (HFpEF), pour les fractions d’éjection inférieures ou supérieures à 45%, respectivement^1,2,3. Les symptômes de HFpEF se développent souvent en réponse à la surcharge de pression ventriculaire gauche, qui peut être causée par plusieurs conditions, y compris la sténose aortique, l’hypertension, et l’obstruction ventriculaire gauche de secteur de sortie^3,4,5,6,7. La surcharge de pression entraîne une cascade d’aberrations moléculaires et cellulaires, conduisant à un épaississement de la paroi ventriculaire gauche (remodelage concentrique) et finalement, à un raidissement de la paroi ou à une perte de conformité^8,9,10. Ces changements biomécaniques affectent profondément l’hémodynamique cardiovasculaire car ils se traduisent par une relation pression-volume fin-diastolique élevée et par une réduction du volume fin-diastolique^11.

La modélisation computationnelle du système cardiovasculaire a fait progresser la compréhension des pressions et des flux sanguins dans la physiologie et la maladie et a favorisé le développement de stratégies diagnostiques et thérapeutiques¹². Les modèles in silico sont classés en modèles de faible ou haute dimension, le premier utilisant des méthodes analytiques pour évaluer les propriétés hémodynamiques globales avec une faible demande de calcul et le second fournissant une description multi-échelle et multiphysique plus complète de la mécanique cardiovasculaire et de l’hémodynamique dans le domaine 2D ou 3D^13. La représentation de Windkessel à paramètre regroupé est la plus courante parmi les descriptions de faible dimension. Basé sur l’analogie du circuit électrique (loi d’Ohm), cela imite le comportement hémodynamique global du système cardiovasculaire grâce à une combinaison d’éléments résistifs, capacitifs et inductifs^14. Une étude récente de ce groupe a proposé un modèle de Windkessel alternatif dans le domaine hydraulique qui permet la modélisation des changements dans la géométrie et la mécanique des grands vaisseaux - chambres cardiaques et valves - d’une manière plus intuitive que les modèles analogiques électriques traditionnels. Cette simulation est développée sur un solveur numérique orienté objet (voir la table des matériaux)et peut capturer l’hémodynamique normale, les effets physiologiques du couplage cardiorespiratoire, le flux sanguin induit par les voies respiratoires dans la physiologie à cœur unique et les changements hémodynamiques dus à la constriction aortique. Cette description développe les capacités des modèles à paramètres regroupés en offrant une approche physiquement intuitive pour modéliser un spectre de conditions pathologiques, y compris l’insuffisance cardiaque^15.

Les modèles à haute dimension sont basés sur fea pour calculer l’hémodynamique spatio-temporelle et les interactions fluide-structure. Ces représentations peuvent fournir des descriptions détaillées et précises du champ de flux sanguin local ; cependant, en raison de leur faible efficacité de calcul, ils ne conviennent pas aux études de l’ensemble de l’arbre^{cardiovasculaire 16,17.} Un progiciel (voir la table des matériaux)a été utilisé comme plate-forme FEA anatomiquement précise du cœur humain adulte à 4 chambres, qui intègre la réponse électromécanique, les déformations structurelles et l’hémodynamique basée sur la cavité fluide. Le modèle de cœur humain adapté comprend également un modèle simple de paramètres regroupés qui définit l’échange d’écoulement entre les différentes cavités fluides, ainsi qu’une caractérisation mécanique complète du tissu cardiaque^18,19.

Plusieurs modèles d’insuffisance cardiaque à paramètres regroupés et FEA ont été formulés pour capturer les anomalies hémodynamiques et évaluer les stratégies thérapeutiques, en particulier dans le contexte des dispositifs d’assistance circulatoire mécanique pour HFrEF^{20,21,22,23,24.} Un large éventail de modèles 0D à paramètres regroupés de diverses complexités a donc réussi à capturer l’hémodynamique du cœur humain dans des conditions physiologiques et HFrEF via l’optimisation des systèmes windkessel analogiques électriques à deux ou trois éléments^20,21,23,24. La majorité de ces représentations sont des modèles uni- ou biventriculaires basés sur la formulation d’élastance variable dans le temps pour reproduire l’action contractile du cœur et utiliser une relation fin-diastolique non linéaire pression-volume pour décrire le remplissage ventriculaire^25,26,27. Des modèles complets, qui capturent le réseau cardiovasculaire complexe et imitent à la fois l’action de pompage auriculaire et ventriculaire, ont été utilisés comme plateformes pour les tests de dispositifs. Néanmoins, bien qu’il existe un corpus important de littérature autour du domaine de l’HFrEF, très peu de modèles in silico de LFHfp ont été proposés^{20,22,28,29,30,31.}

Un modèle à faible dimension de l’hémodynamique HFpEF, récemment développé par Burkhoff et al.³² et Granegger et al.^28,peut capturer les boucles pression-volume (PV) du cœur à 4 chambres, récapitulant complètement l’hémodynamique de divers phénotypes de HFpEF. En outre, ils utilisent leur plate-forme in silico pour évaluer la faisabilité d’un dispositif circulatoire mécanique pour HFpEF, une recherche informatique pionnière de HFpEF pour les études de physiologie ainsi que le développement de dispositifs. Cependant, ces modèles restent incapables de saisir les changements dynamiques dans les flux sanguins et les pressions observés au cours de la progression de la maladie. Une étude récente de Kadry et coll.³⁰ capture les différents phénotypes du dysfonctionnement diastolique en ajustant la relaxation active du myocarde et la rigidité passive du ventricule gauche sur un modèle de faible dimension. Leur travail fournit une analyse hémodynamique complète du dysfonctionnement diastolique basée sur les propriétés actives et passives du myocarde. De même, la littérature des modèles à haute dimension s’est principalement concentrée sur HFrEF^{19,33,34,35,36,37.} Bakir et coll.³³ ont proposé un modèle fea fluide-électromécanique cardiaque entièrement couplé pour prédire le profil hémodynamique HFrEF et l’efficacité d’un dispositif d’assistance ventriculaire gauche (LVAD). Ce modèle biventriculaire (ou à deux chambres) utilisait un circuit Windkessel couplé pour simuler l’hémodynamique du cœur sain, HFrEF et HFrEF avec support LVAD^33,37.

De même, Sack et coll.³⁵ ont mis au point un modèle biventriculaire pour étudier le dysfonctionnement ventriculaire droit. Leur géométrie biventriculaire a été obtenue à partir d’un patient' données de l’imagerie par résonance magnétique (IRM) de s, et le modèle' le maillage d’éléments finis de s a été construit utilisant la segmentation d’image pour analyser l’hémodynamique d’un ventricule droit défaillant VAD-soutenu^35. Des approches cardiaques FEA à quatre chambres ont été développées pour améliorer la précision des modèles du comportement électromécanique du cœur^19,34. Contrairement aux descriptions biventriculaires, les modèles à quatre chambres dérivés de l’IRM du cœur humain fournissent une meilleure représentation de l’anatomie^{cardiovasculaire 18}. Le modèle de cœur utilisé dans ce travail est un exemple établi d’un modèle FEA à quatre chambres. Contrairement aux modèles fea à paramètres regroupés et biventriculaires, cette représentation capture les changements hémodynamiques tels qu’ils se produisent au cours de la progression de la maladie^34,37. Genet et al.^34,par exemple, ont utilisé la même plate-forme pour mettre en œuvre un modèle de croissance numérique du remodelage observé dans HFrEF et HFpEF. Cependant, ces modèles évaluent les effets de l’hypertrophie cardiaque sur la mécanique structurale seulement et ne fournissent pas une description complète de l’hémodynamique associée.

Pour remédier à l’absence de modèles HFpEF in silico dans ce travail, le modèle de paramètres regroupés précédemment développé par ce groupe¹⁵ et le modèle FEA ont été réadaptés pour simuler le profil hémodynamique de HFpEF. À cette fin, la capacité de chaque modèle à simuler l’hémodynamique cardiovasculaire au départ sera d’abord démontrée. Les effets de la surcharge ventriculaire gauche sténose-induite de pression et de la conformité ventriculaire gauche diminuée due au remodelage cardiaque-un cachet typique de HFpEF-seront alors évalués.

Protocole

1. Modèle de paramètres groupés 0D

1. Configuration de la simulation
   Remarque : dans l’environnement de solveur numérique (voir la table des matériaux),construisez le domaine comme indiqué dans Figure 1. Ceci se compose du coeur à 4 chambres, du corps supérieur, de l’abdominal, du corps inférieur, et des compartiments thoraciques, aussi bien que de la vascularisation proximale, y compris l’aorte, l’artère pulmonaire, et les veines supérieures et inférieures cavae. Les éléments standard utilisés dans cette simulation font partie de la bibliothèque hydraulique par défaut. Vous trouverez les détails dans les fichiers supplémentaires.
   1. Naviguez dans la bibliothèque hydraulique pour trouver les éléments requis: pipeline hydraulique, chambre hydraulique à volume constant, résistance linéaire, pompe centrifuge, clapet anti-retour, orifice à zone variable et fluide hydraulique personnalisé.
      1. Déposez les éléments du pipeline hydraulique dans l’espace de travail.
         REMARQUE: Ceux-ci tiennent compte des pertes par frottement ainsi que de la conformité des murs et de la compressibilité des fluides dans les vaisseaux sanguins et les chambres cardiaques. Grâce à ce bloc, la perte de pression est calculée à l’aide de la loi de Darcy-Weisbach, tandis que le changement de diamètre dû à la conformité de la paroi dépend de la constante de proportionnalité de la conformité, de la pression luminale et de la constante de temps. Enfin, la compressibilité du fluide est définie par le module en vrac du milieu.
      2. Insérez les éléments de la chambre hydraulique à volume constant pour définir la conformité des murs et la compressibilité du fluide.
         REMARQUE: Ce bloc ne prend pas en compte les pertes de pression dues au frottement.
      3. Ajoutez les éléments de résistance linéaire pour définir la résistance à l’écoulement.
         REMARQUE: Ceci est indépendant des propriétés géométriques de la vascularisation, de manière analogue à l’élément résistif utilisé dans les modèles windkessel analogiques électriques. D’autres blocs, tels que la pompe centrifuge, le clapet anti-retour, l’orifice à zone variable et les éléments de fluide hydraulique personnalisés doivent être insérés pour générer l’entrée de pression souhaitée dans le système, modéliser les effets des valves cardiaques sur le flux sanguin et définir les propriétés mécaniques du sang. Grâce à ces éléments, le comportement du système cardiovasculaire dans la physiologie et la maladie peut être pleinement capturé. Le signal d’entrée de la pompe centrifuge se trouve sur la figure S1A.
      4. Modélisez la contractilité de chaque chambre de cœur grâce à l’élément de chambre de conformité aux variables personnalisé.
         REMARQUE : Cela accepte la conformité en tant que signal d’entrée défini par l’utilisateur variant dans le temps et est basé sur le modèle d’élastance variable dans le temps(Figure S1B-D).
   2. Indiquez les paramètres relatifs à chaque élément, comme le montre le tableau S1, également présent dans Rosalia et al.¹⁵
   3. Insérez un élément séquence répétée de signal physique (PS) pour chacun des blocs qui nécessitent un signal d’entrée défini par l’utilisateur variant dans le temps : la pompe LV, les éléments de conformité à conformité variable et les blocs à orifice à zone variable.
      REMARQUE: Les signaux d’entrée utilisés pour cette simulation peuvent être trouvés dans la figure S1.
   4. Sélectionnez le solveur implicite ODE 23t par défaut et exécutez la simulation pendant 100 s pour atteindre un état stable.

2. Le modèle FEA

1. Configuration de la simulation
   REMARQUE: Le modèle FEA utilise une analyse électromécanique couplée dans l’ordre. Dans ce modèle, l’analyse électrique est effectuée en premier; ensuite, les potentiels électriques résultants sont utilisés comme source d’excitation dans l’analyse mécanique suivante. Par conséquent, la configuration de la simulation contient deux domaines de travail: les domaines électrique(ELEC)et mécanique(MECH),qui sont prédéfinis dans le logiciel de simulation FEA(Table des matériaux)^18. Par conséquent, la section suivante décrit uniquement le workflow d’analyse. Le modèle FEA utilise les sous-routines utilisateur suivantes HETVAL, VUANISOHYPERet UAMP pour la modélisation des matériaux électriques et mécaniques^18.
   1. Naviguez dans le domaine ELEC pour effectuer une analyse électrique à l’aide de la procédure de température prédéfinie dans le module Standard.
      1. Utilisez une étape d’analyse unique nommée BEAT. Réglez la durée du cycle cardiaque à 500 ms et appliquez une impulsion de potentiel électrique à un ensemble de nœuds représentant le nœud sino-auriculaire (SA)(ensemble de nœuds: R_Atrium-1.SA_NODE).
      2. Passez en revue la forme d’onde électrique par défaut, qui varie de -80 mV à 20 mV sur 200 ms avec la définition de l’amplitude du pas lisse, comme décrit dans le guide du modèle^18. Utilisez les valeurs par défaut des constantes de matériau dans l’analyse électrique pour ajuster le délai AV.
      3. Lancez le module Job et créez un job nommé heart-elec.
   2. Une fois la configuration de l’analyse électrique terminée, naviguez dans le domaine MECH pour effectuer l’analyse mécanique basée sur la cavité fluide.
      REMARQUE: La simulation mécanique est effectuée après l’analyse électrique, et les potentiels électriques résultants sont utilisés comme source d’excitation pour l’analyse mécanique. L’analyse mécanique contient plusieurs étapes.
      1. Utilisez les trois étapes principales nommées PRE-LOAD, BEAT1et RECOVERY1. Dans l’étape PRE-LOAD, passez en revue les conditions limites de l’état pré-stressé du cœur. Utilisez 0,3 s comme temps d’étape pour augmenter linéairement la pression dans les chambres à fluide.
         NOTA: Les valeurs prédéfinies de pression de la cavité du fluide sont indiquées dans le tableau S3. L’état pré-stressé du cœur a déjà été défini dans la configuration normale de simulation cardiaque, et les conditions initiales du nœud sont fournies dans les fichiers de simulation externes, comme indiqué dans le tableau S5. Un recalcul de l’état de contrainte nulle à l’aide de la simulation mécanique inverse est nécessaire chaque fois que la condition aux limites est modifiée, comme expliqué aux étapes 3.2.2 à 3.2.4.
      2. Dans l’étape BEAT1, utilisez 0,5 s comme temps d’étape pour simuler la contraction.
      3. Dans l’étape RECOVERY1, sélectionnez 0,5 s pour la relaxation cardiaque et le remplissage ventriculaire pour une fréquence cardiaque de 60 bpm.
      4. Activez les étapes suivantes, BEATX et RECOVERYX, pour simuler plus d’un cycle cardiaque pour atteindre un état stable.
         REMARQUE: Trois cycles cardiaques seront suffisants pour atteindre l’état stable. Un cycle de la simulation est effectué en ~8 h sur un processeur à 24 cœurs (3,2 GHz x 24).
      5. Lancez le module Job et créez un job nommé heart-mech, en activant l’option double précision.
2. Examen du modèle de Windkessel à paramètres groupés simplifiés
   REMARQUE: Le domaine mécanique du modèle FEA a un modèle de flux sanguin, qui est basé sur un circuit simplifié de paramètres regroupés et est créé comme une combinaison de cavités de fluides de surface et d’échanges de fluides comme le montre la figure 2^18.
   1. Utilisez la représentation de Windkessel mentionnée dans la note ci-dessus pour exécuter la simulation. Passez en revue la représentation du modèle de flux sanguin pour ajuster les valeurs des éléments résistifs et capacitifs pour les résistances d’écoulement et les conformités structurelles, respectivement.
   2. Examinez la représentation en éléments finis 3D de quatre cavités cardiaques et assurez-vous que leurs positions géométriques sont exactes.
   3. Vérifiez l’assemblage cardiaque et passez au module Interaction pour ajuster les valeurs de conformité et de contractilité de chacune des quatre cavités cardiaques.
      Remarque : les valeurs par défaut dans le module d’interaction sont configurées pour simuler un cycle de battement de cœur humain sain idéalisé^18.
   4. Passez en revue les cavités liquides hydrostatiques suivantes dans le module Interaction, CAV-AORTA, CAV-LA, CAV-LV, CAV-PULMONARY_TRUNK, CAV-RA, CAV-RV, CAV-SVC, CAV-ARTERIAL-COMP, CAV-PULMONARY-COMP et CAV-VENOUS-COMP (tableau S3).
   5. Utilisez les chambres de conformité (CAV-ARTERIAL-COMP, CAV-PULMONARY-COMP et CAV-VENOUS-COMP) comme volumes cubiques car elles représentent la conformité des circulations artérielles, veineuses et pulmonaires.
   6. Attachez trois volumes cubiques de conformité à un ressort mis à la terre et examinez la valeur de rigidité pour modéliser la réponse pression-volume dans les circulations artérielle, veineuse et pulmonaire.
   7. Vérifiez les définitions suivantes de l’échange de liquide entre les cavités liquides hydrostatiques : oreillette artérielle-veineuse, oreillette veineuse droite, oreillette droite-ventricule droite, ventricule droit-système pulmonaire, système pulmonaire-oreillette gauche, atrium gauche-ventricule gauche et ventricule-aorte gauche (tableau S4).
   8. Ajustez le coefficient de résistance visqueuse pour modifier le modèle de flux sanguin dans chaque lien d’échange de fluide (voir Fichiers supplémentaires pour plus d’informations sur l’effet de résistance visqueuse).
3. Simulation multiphysique
   1. Recherchez le fichier de base de données CAE dans le répertoire de travail.
      REMARQUE: Le modèle FEA dans ce protocole est livré dans la base de données et est nommé LH-Human-Model-Beta-V2_1.cae.
   2. Insérez les fichiers d’entrée, d’objet et de bibliothèque dans le répertoire de travail pour exécuter la simulation. Voir le tableau S5 pour la liste complète des fichiers d’entrée et de bibliothèque.
   3. Lancez le logiciel de simulation de modèle FEA (voir la table des matériaux).
      Remarque : consultez le fournisseur de logiciels pour la compatibilité avec les versions ultérieures¹⁸.
   4. Passez en revue les pièces, l’assemblage et les conditions aux limites dans les domaines ELEC et MECH, comme décrit aux sections 2.2 et 2.3.
   5. Tout d’abord, exécutez la tâche de simulation électrique nommée heart-elec, comme décrit à la section 2.1.1.3. Inspectez visuellement les résultats du potentiel électrique pour vérifier que la simulation cœur-électricité s’est déroulée comme prévu. Ensuite, assurez-vous que le fichier de résultats heart-elec.odb se trouve dans le répertoire de travail.
   6. Passez à la deuxième phase de simulation en passant au domaine MECH. Passez en revue les valeurs des constantes matérielles utilisées dans la simulation mécanique pour modéliser la réponse cardiaque passive et active souhaitée.
   7. Assurez-vous que les fichiers de bibliothèque de matériaux pour l’analyse mécanique utilisent le nom de chaîne HYBRID-. Pour modifier la réponse matérielle des cavités cardiaques, ajustez le fichier de matériau hybride approprié ou remplacez la réponse de matériau entière en définissant un nouveau comportement de matériau dans la section Matériaux du module IQA.
      REMARQUE: Des informations détaillées sur les lois constitutives intégrées peuvent être trouvées dans le guide de l’utilisateur¹⁸.
   8. Dans l’étape PRE-LOAD, réglez les pressions des cavités hydrostatiques pour obtenir le comportement physiologique souhaité. Utilisez l’option d’amplitude lisse intégrée pour passer de zéro au niveau de pression souhaité, comme décrit à l’étape 2.1.2.1.
   9. Désactiver les conditions limites de pression définies au point 2.1.2.1 pour exécuter le modèle de flux sanguin avec un volume sanguin global constant dans le système de circulation. Exécutez la tâche de simulation nommée heart-mech, comme décrit dans la section 2.1.2.5.

3. Sténose de la valve aortique

REMARQUE: La sténose aortique est souvent un facteur de HFpEF car elle conduit à une surcharge de pression et, finalement, à un remodelage concentrique et à une perte de conformité de la paroi ventriculaire gauche. L’hémodynamique observée dans la sténose aortique progresse souvent à ceux vus dans HFpEF.

1. Le modèle de paramètre groupé
   1. Modifier le signal d’entrée dans l’élément de séquence répétitif PS par rapport à la valve aortique, située dans le compartiment ventriculaire gauche. Simuler une réduction de la surface de l’orifice égale à 70 % par rapport à la ligne de base(tableau S6).
      REMARQUE: Les valeurs d’entrée représenteront la zone d’orifice de la valve par sténose pendant chaque battement de cœur. La valeur de la surface de l’orifice peut être facilement ajustée en multipliant le vecteur des valeurs de sortie de départ de l’élément PS de la valve aortique par une valeur décimale correspondant à la zone de l’orifice final par rapport à sa valeur d’origine. Dans ce travail, un facteur de 0,3 a été utilisé pour atteindre une constriction de 70%.
2. Le modèle FEA
   1. Modifier la définition de l’échange fluide du paramètre LINK-LV-ARTERIAL.
      REMARQUE: Ce paramètre possède un coefficient de résistance visqueux accordé au flux sanguin entre le ventricule gauche et l’aorte. La zone d’échange effective peut être modifiée pour ajuster le flux sanguin et créer le modèle de sténose aortique approprié (tableau S7).
   2. Recherchez le dossier de boîte à outils et copiez les fichiers à l’intérieur de ce dossier dans le répertoire de travail principal.
   3. Effectuez une simulation mécanique inverse en exécutant les fichiers de boîte à outils¹⁸. À cette fin, modifiez les pressions d’aspiration du ventricule gauche et de l’oreillette gauche à 6 mmHg dans la cavité liquide pour ajuster leur état volumétrique initial pour le modèle de sténose aortique. Exécutez la fonction inversePreliminary.py.
      REMARQUE : Le recalcul de l’état de contrainte nulle à l’aide de la simulation mécanique inverse est requis chaque fois que la condition aux limites est modifiée.
   4. Une fois la simulation mécanique inverse terminée, exécutez les fonctions de post-traitement : calcNodeCoords.py et straight_mv_chordae.py. Utilisez les valeurs par défaut pour les autres paramètres d’écoulement et exécutez une nouvelle simulation mécanique comme décrit à la section 2.1.2.5.

4. Hémodynamique HFpEF

REMARQUE: Pour simuler les effets du remodelage chronique, les propriétés mécaniques du cœur gauche ont été modifiées.

1. Le modèle de paramètre groupé
   1. Modifier la conformité diastolique ventriculaire gauche de l’élément de conformité BT pour imiter le raidissement de la paroi dû à la surcharge de pression, en utilisant la valeur de la conformité diastolique finale dans le tableau S8.
      Remarque : Supposons que la conformité pour supprimer linéairement de la systole de fin à la diastole de fin.
   2. Augmenter la résistance à la fuite de la pompe BT à 18 × 10⁶ Pa s m^-3 (tableau S8)pour capturer les pressions ventriculaires gauches élevées observées dans HFpEF.
2. Le modèle FEA
   1. Modifiez les propriétés de matériau actif de la géométrie du ventricule gauche. Augmentez la composante de rigidité pour régler la réponse active des tissus affectant les composants de contrainte dans les directions de la fibre et de la feuille dans le modèle constitutif.
      1. Modifier la réponse matérielle du ventricule gauche dans le fichier mech-mat-LV_ACTIVE.
         REMARQUE: L’ampleur de la rigidité pour la chambre ventriculaire gauche peut être réglée pour fournir les effets de conformité diastolique appropriés.
      2. Augmentez les paramètres de rigidité a et b dans la formulation hyperélastique anisotrope pour capturer la réponse accrue de rigidité pour la physiologie HFpEF.
      3. Dans l’étape DE PRÉCHARGE, réglez les pressions de la cavité fluide du ventricule gauche et de l’oreillette gauche à 20 mmHg.
      4. Effectuer une simulation mécanique inverse pour obtenir l’état volumétrique du ventricule gauche et de l’oreillette. Exportez les coordonnées nodales à partir du fichier heart-mech-inverse.odb ¹⁸.
      5. Exécutez les fonctions de post-traitement : calcNodeCoords.py et straight_mv_chordae.py, comme décrit à l’étape 3.2.4. Localisez les nouveaux fichiers d’entrée nodale dans le répertoire de travail et effectuez une nouvelle simulation mécanique, comme décrit à la section 2.1.2.5.

Résultats

Les résultats des simulations de base sont illustrés à la figure 3. Ceci représente les formes d’onde de pression et de volume du ventricule gauche et de l’aorte(figure 3A)ainsi que de la boucle PV ventriculaire gauche(figure 3B). Les deux modèles in silico montrent l’hémodynamique ventriculaire aortique et gauche semblable, qui sont dans la gamme physiologique. Des différences mineures dans la réponse prédite par les deux plates-fo...

Discussion

Les plateformes de paramètres regroupés et de FEA proposées dans ce travail récapitulaient l’hémodynamique cardiovasculaire dans des conditions physiologiques, à la fois dans la phase aiguë de la surcharge de pression induite par la sténose et dans le HFpEF chronique. En saisissant le rôle que joue la surcharge de pression dans les phases aiguës et chroniques du développement de l’HFpEF, les résultats de ces modèles sont en accord avec la littérature clinique de l’HFpEF, y compris l’apparition d’un gradient de pression t...

Matériaux

Liste des matériaux utilisés dans cet article

Nom	Entreprise	Numéro de catalogue	Commentaires
Abaqus Software	Dassault Systè ; mes Simulia Corp.		Version utilisée : 2018 ; logiciel de simulation FEA
HETVAL	Dassault Systè ; mes Simulia Corp.		Version utilisée : 2018
Bibliothèque hydraulique (isotherme)	MathWorks		Version utilisée : 2020a
Living Heart Human Model	Dassault Systè ; mes Simulia Corp.		Version utilisée : V2_1, plateforme FEA anatomiquement précise de cœur humain adulte à 4 chambres
MATLAB	MathWorks		Version utilisée : 2020a, solveur numérique orienté objet
SIMSCAPE FLUIDS	MathWorks
UAMP	Dassault Systè ; mes Simulia Corp.		Version utilisée : 2018
VUANISOHYPER	Dassault Systè ; mes Simulia Corp.		Version utilisée : 2018