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

Ce protocole peut être employé pour récapituler la charge aiguë de pression, aussi bien que la perte chronique de conformité ventriculaire pour étudier les effets de l’insuffisance cardiaque avec la fraction préservée d’éjection sur l’hémodynamique cardio-vasculaire. Notre modèle Lumped-Parameter est très efficace sur le plan informatique et l’approche du montant financier intègre le domaine électrique et structurel pour une modélisation plus précise de l’hémodynamique cardiovasculaire. Il existe un fort besoin technique de traitements efficaces pour l’EFPEF.

Les méthodes de calcul comme la nôtre sont primordiales dans le développement et l’approbation réglementaire des dispositifs médicaux et des traitements. Pour configurer un modèle de paramètre Lumped de dimension zéro, après avoir construit un domaine dans l’environnement de solveur numérique comme illustré, accédez à la bibliothèque hydraulique pour rechercher les éléments requis et déposer les éléments de pipeline hydraulique dans l’espace de travail. Insérez les éléments de la chambre hydraulique à volume constant pour définir la conformité de la paroi et la compressibilité du fluide.

Et ajoutez les éléments de résistance linéaire pour définir la résistance à l’écoulement. Modélisez la contractilité de chaque chambre de cœur grâce à l’élément de chambre de conformité variable personnalisé et fournissez les paramètres relatifs à chaque élément, comme illustré dans le tableau. Insérez ensuite un élément de séquence répétitif de signal physique pour chacun des blocs qui nécessitent un signal d’entrée défini par l’utilisateur variant dans le temps, sélectionnez le solveur implicite ODE 23 T par défaut et exécutez la simulation pendant 100 secondes pour atteindre un état stable.

Pour configurer un modèle d’analyse par éléments finis, accédez au domaine électrique et sélectionnez le module standard. Sélectionnez l’étape de battement d’analyse unique. Réglez la durée du cycle cardiaque à 500 millisecondes et appliquez un pôle de potentiel électrique à un ensemble de nœuds représentant le nœud sino-auriculaire.

Après avoir examiné le formulaire d’onde électrique par défaut, lancez le module de travail et créez un travail électrique de cœur. Une fois la configuration de l’analyse électrique terminée, accédez au domaine mécanique dans l’étape de précharge. Passez en revue les conditions aux limites de l’état pré-stressé du cœur et sélectionnez 0,3 seconde comme temps de pas.

Dans le battement d’une étape, utilisez 0,5 seconde comme temps d’étape pour simuler la contraction. Dans la récupération d’une étape, sélectionnez 0,5 seconde pour la relaxation cardiaque et le remplissage ventriculaire pour une fréquence cardiaque de 60 battements par minute. Lancez le module de travail et créez un travail mécanique cardiaque.

Activez l’option double précision. Passez en revue le modèle simplifié de château de vent à paramètres Lumped et la représentation du modèle de flux sanguin en ajustant les valeurs des éléments résistifs et capacitifs pour les résistances d’écoulement et les conformités structurelles, respectivement si nécessaire. Examinez la représentation des éléments finis 3D des quatre cavités cardiaques et confirmez que leurs positions géométriques sont exactes.

Après avoir vérifié l’assemblage cardiaque, passez au module d’interaction pour ajuster les valeurs de conformité et de contractilité de chacune des quatre cavités cardiaques. Passez en revue la valeur de rigidité pour modéliser la réponse de volume de pression dans les circulations artérielle, vénus, et pulmonaire et ajustez le coefficient de résistance visqueux pour modifier le modèle de flux sanguin dans chaque lien d’échange de nourriture. Pour une simulation multi-physique, insérez les fichiers d’entrée, d’objet et de bibliothèque dans le répertoire de travail et lancez le logiciel de simulation de modèle d’analyse par éléments finis.

Exécutez la tâche électrique de stimulation électrique cœur et vérifiez que le fichier ODB résultant se trouve dans le répertoire de travail. Passez au domaine mécanique pour passer à la deuxième phase de simulation. Dans l’étape de précharge, utilisez l’option d’amplitude lisse intégrée pour augmenter le niveau de pression de zéro au niveau souhaité.

Désactivez ensuite les conditions limites de pression pour exécuter le modèle de flux sanguin avec un volume sanguin global constant dans le système de circulation et exécutez le travail de simulation du micro cardiaque. Pour simuler la sténose de la valve aortique dans un modèle de paramètre regroupé, dans le compartiment ventriculaire gauche, modifiez le signal d’entrée par rapport à la valve aortique et simulez une réduction de la surface de l’orifice égale à 70% par rapport à la ligne de base. Pour simuler la sténose de la valve aortique et le modèle FEA, modifiez la définition de l’échange de fluide du paramètre artériel du ventricule gauche de lien et exécutez les fichiers de boîte à outils pour effectuer une simulation mécanique inverse.

Une fois la simulation mécanique inverse terminée, exécutez les fonctions de post-traitement comme indiqué. Ensuite, regardez le module de travail et créez un travail de mech cardiaque pour exécuter une nouvelle simulation mécanique comme démontré Pour imiter le raidissement de la paroi dû à la surcharge de pression dans le modèle de paramètres regroupés, modifiez la conformité diastolique ventriculaire gauche de l’élément de conformité du ventricule gauche et augmentez la résistance à la fuite de la pompe du ventricule gauche à 18 fois 10 à six pascals par seconde et par mètre. Pour simuler les effets du remodelage chronique dans le modèle d’analyse par éléments finis, modifiez les propriétés du matériau actif de la géométrie du ventricule gauche et modifiez la réponse du matériau du ventricule gauche dans le fichier actif du ventricule gauche du matériau mécanique.

Pour capturer la réponse accrue de rigidité pour l’insuffisance cardiaque avec la physiologie préservée de fraction d’éjection, augmentez les paramètres de rigidité A et B dans la formulation hyperélastique anisotrope. Dans l’étape de précharge, réglez les pressions de la cavité fluide du ventricule gauche et de l’oreillette gauche à 20 millimètres de mercure et effectuez une simulation mécanique inverse pour obtenir l’état volumétrique du ventricule gauche et de l’oreillette. Ensuite, exécutez les fonctions de post-traitement comme indiqué et effectuez une nouvelle simulation mécanique comme démontré.

Les deux modèles in silico pour montrer l’hémodynamique ventriculaire aortique et gauche semblable dans la gamme physiologique. Dans des conditions de sténose aortique, les formes d’ondes de pression et de volume démontrent une réduction de 70% de la zone de l’orifice de la valve aortique dans les deux modèles. Les deux modèles sont également capables de capturer l’augmentation de la pression ventriculaire gauche systolique due à la montée et à la postcharge induites par la sténose aortique.

Lors de la retouche et de la perte ventriculaire gauche de conformité, la relation de volume de pression fin-diastolique devient élevée ayant pour résultat des pressions diastoliques d’extrémité supérieure et des volumes diastoliques d’extrémité inférieure. Ces phénomènes, qui sont dus à l’incapacité du ventricule gauche à se détendre et à se sentir adéquatement, sont capturés avec succès par l’insuffisance cardiaque avec des boucles de volume de pression de fraction d’éjection préservées dans les modèles de dimension basse et haute. L’écoulement par les données de valvule mitrale accentue les phases tôt de relaxation et de contraction atriale.

Comparé aux profils normaux et de sténose, l’échec du coeur avec l’écoulement préservé de fraction d’éjection a été caractérisé par un écoulement mitral de phase tôt de relaxation de crête légèrement plus élevé, et un écoulement atrial sensiblement diminué de phase de contraction atriale. Comme illustré dans ces cartes d’effort de myocarde, des contraintes élevées peuvent être observées dans l’asysopathie avec la fraction préservée d’éjection due à la perte caractéristique de conformité ventriculaire. Pour modéliser les effets chroniques de la surcharge de pression et ainsi récapituler l’hémodynamique de l’insuffisance cardiaque avec la fraction d’éjection préservée, il est essentiel de changer la conformité ventriculaire dans chaque simulation en conséquence.

La rigidité stoïlique peut être paramétriquement étudiée pour simuler de divers phénotypes de dysfonctionnement diastolique. Cela nous permettra de caractériser de manière plus complète les effets de la diminution de la conformité sur la maladie. Nous espérons que notre travail ouvre la voie à la création de modèles qui peuvent faire progresser notre compréhension actuelle de l’insuffisance cardiaque avec une fraction d’éjection préservée et soutient le développement de thérapies pour cette condition.