Waiting
Login processing...

Trial ends in Request Full Access Tell Your Colleague About Jove
JoVE Journal Engineering
Click here for the English version

Engineering

Korunmuş Ejeksiyon Fraksiyonu ile Kalp Yetmezliğinin Topaklanmış Parametre ve Sonlu Eleman Modellemesi

Published: February 13, 2021 doi: 10.3791/62167
Automatic Translation
*1,2, *1, 1,2,3
1Institute for Medical Engineering and Science, Massachusetts Institute of Technology, 2Health Science and Technology Program, Harvard/Massachusetts Institute of Technology, 3Department of Mechanical Engineering, Massachusetts Institute of Technology
* These authors contributed equally

Summary

Bu çalışma, topaklanmış parametre yaklaşımına ve sonlu eleman analizine dayanan korunmuş çıkarma fraksiyonu ile kalp yetmezliğinin iki hesaplama modelini tanıtır. Bu modeller, basınç aşırı yüklenmesi ve azalan ventrikül uyumu ile indüklenen sol ventrikül ve buna bağlı vaskülatın hemodinamiklerindeki değişiklikleri değerlendirmek için kullanılır.

Abstract

Kardiyovasküler hastalıkların hesaplamalı modelleme alanındaki bilimsel çabalar, büyük ölçüde azaltılmış ejeksiyon fraksiyonu (HFrEF) ile kalp yetmezliğine odaklanmıştır ve daha yakın zamanda dünya çapında baskın bir kalp yetmezliği formu haline gelen korunmuş ejeksiyon fraksiyonu (HFpEF) ile kalp yetmezliğini genel olarak gözden kaçırmaktadır. HFpEF'in siliko gösterimlerindeki azlığı ile motive edilen bu makalede, sol ventrikül basıncı aşırı yüklenmesinden kaynaklanan HFpEF hemodinamiklerini simüle etmek için iki farklı hesaplama modeli sunulmaktadır. İlk olarak, sayısal bir çözücü kullanılarak nesne yönelimli topaklanmış parametre modeli geliştirilmiştir. Bu model, konstrüktif elemanların geometrik ve mekanik özelliklerine bağlı olan ve düşük hesaplama maliyetleri avantajı sunan sıfır boyutlu (0D) Windkessel benzeri bir ağa dayanmaktadır. İkinci olarak, çok boyutlu bir simülasyonun uygulanması için sınırlı bir eleman analizi (FEA) yazılım paketi kullanılmıştır. FEA modeli, elektro-mekanik kardiyak tepki, yapısal deformasyonlar ve sıvı boşluğu tabanlı hemodinamiklerin üç boyutlu (3D) multifizik modellerini birleştirir ve farklı akış boşlukları arasındaki akış değişimi profillerini tanımlamak için basitleştirilmiş bir topaklanmış parametre modeli kullanır. Her yaklaşımda, basınç aşırı yüklenmesinden kaynaklanan sol ventrikül ve proksimal vaskülasyondaki akut ve kronik hemodinamik değişiklikler başarıyla simüle edildi. Özellikle, basınç aşırı yüklemesi aort kapakçığının delik alanı azaltılarak modellenirken, sol ventrikül duvarının uyumu azaltılarak kronik yeniden modelleme simüle edildi. HFpEF'in bilimsel ve klinik literatürü ile tutarlı olarak, her iki modelden elde edilen sonuçlar (i) sol ventrikül ile aort arasında transaortik basınç gradyanının akut bir yükselmesini ve inme hacminde bir azalma ve (ii) diyastolik disfonksiyonun göstergesi olan son diyastolik sol ventrikül hacminde kronik bir azalma olduğunu göstermektedir. Son olarak, FEA modeli, HFpEF miyokardındaki stresin kalp döngüsü boyunca sağlıklı kalp dokusundan oldukça yüksek olduğunu göstermektedir.

Introduction

Kalp yetmezliği, vücudun metabolik taleplerine ayak uydurmak için kalbin yeterince pompalayamaması veya doldurulamaması durumunda ortaya çıkan dünya çapında önde gelen bir ölüm nedenidir. Fırlatma fraksiyonu, yani, her kasılma ile atılan sol ventrikülde depolanan göreceli kan miktarı, (i) azaltılmış ejeksiyon fraksiyonu (HFrEF) ile kalp yetmezliği ve (ii) korunmuş ejeksiyon fraksiyonu (HFpEF) ile kalp yetmezliği, sırasıyla1,2,3'tenküçük veya daha büyük ejeksiyon fraksiyonları için klinik olarak kullanılır. HFpEF belirtileri genellikle aort darlığı, hipertansiyon ve sol ventrikül çıkış yolu tıkanıklığı 3 , 4 ,5,6,7dahil olmak üzere çeşitli durumlardan kaynaklanabilen sol ventrikül basıncı aşırı yüklenmesine yanıt olarakgelişir. Basınç aşırı yüklemesi, sol ventrikül duvarının kalınlaşmasına (eşmerkezli yeniden şekillendirme) ve nihayetinde duvar sertleştirmesine veya uyum kaybına yol açan bir dizi moleküler ve hücresel sapmaya yol haline gelir8,9,10. Bu biyomekanik değişiklikler kardiyovasküler hemodinamikleri derinden etkiler, çünkü yüksek bir son diyastolik basınç hacmi ilişkisine ve son diyastolik hacmin azalmasına neden olurlar11.

Kardiyovasküler sistemin hesaplamalı modellemesi, hem fizyolojide hem de hastalıkta kan basıncı ve akışlarının anlaşılmasını geliştirmiş ve tanısal ve terapötik stratejilerin geliştirilmesini teşvik12. Siliko modellerinde düşük veya yüksek boyutlu modeller sınıflandırılır, birincisi düşük hesaplamalı taleple küresel hemodinamik özellikleri değerlendirmek için analitik yöntemlerden yararlanır ve ikincisi 2D veya 3D etki alanındaki kardiyovasküler mekanik ve hemodinamiklerin daha kapsamlı bir çok ölçekli ve çok fizikli tanımını sağlar13. Topaklanmış parametre Windkessel gösterimi, düşük boyutlu açıklamalar arasında en yaygın olanıdır. Elektrik devresi benzetmesine (Ohm yasası) dayanarak, bu, dirençli, kapasitif ve endüktif elemanların bir kombinasyonu ile kardiyovasküler sistemin genel hemodinamik davranışını taklit eder14. Bu grup tarafından yapılan yeni bir çalışma, hidrolik alanda, büyük damar-kalp odalarının ve kapakçıklarının geometri ve mekaniğindeki değişikliklerin geleneksel elektrik analog modellerinden daha sezgisel bir şekilde modellenmesini sağlayan alternatif bir Windkessel modeli önermektedir. Bu simülasyon nesne yönelimli bir sayısal çözücü üzerinde geliştirilmiştir (Bkz. Malzeme Tablosu)ve normal hemodinamik, kardiyorespiratuar kavramanın fizyolojik etkileri, tek kalp fizyolojisinde solunum tahrikli kan akışı ve aort daralmasına bağlı hemodinamik değişiklikleri yakalayabilir. Bu açıklama, kalp yetmezliği de dahil olmak üzere bir patolojik durum yelpazesini modellemek için fiziksel olarak sezgisel bir yaklaşım sunarak topaklanmış parametre modellerinin yeteneklerini genişletir15.

Yüksek boyutlu modeller, mekansal hemodynamik ve akışkan yapısı etkileşimlerini hesaplamak için FEA'ya dayanmaktadır. Bu temsiller, yerel kan akışı alanının ayrıntılı ve doğru açıklamalarını sağlayabilir; ancak, düşük hesaplama verimliliği nedeniyle, tüm kardiyovasküler ağacın çalışmaları için uygun değildir16,17. Elektro-mekanik tepki, yapısal deformasyonlar ve sıvı boşluğu tabanlı hemodinamikleri entegre eden 4 odalı yetişkin insan kalbinin anatomik olarak doğru bir FEA platformu olarak bir yazılım paketi (bkz. Malzeme Tablosu)kullanıldı. Uyarlanmış insan kalp modeli ayrıca farklı sıvı boşlukları arasındaki akış değişimini tanımlayan basit bir topaklanmış parametre modeli ve kalp dokusunun tam bir mekanik karakterizasyonundan oluşur18,19.

Hemodinamik anormallikleri yakalamak ve terapötik stratejileri değerlendirmek için, özellikle HFrEF20 , 21 , 22,23,24için mekanik dolaşım destek cihazları bağlamında çeşitli topaklanmış parametre ve FEA kalp yetmezliği modelleriformüleedilmiştir. Bu nedenle, çeşitli karmaşıklıklarda geniş bir 0D topaklanmış parametre modeli dizisi, iki veya üç elemanlı elektrik analog Windkessel sistemlerinin optimizasyonu yoluyla insan kalbinin fizyolojik ve HFrEF koşullarında hemodinamiklerini başarıyla yakalamıştır20,21,23,24. Bu gösterimlerin çoğu, kalbin contractile eylemini yeniden üretmek ve ventrikül dolgusunu tanımlamak için doğrusal olmayan bir son diyastolik basınç hacmi ilişkisi kullanmak için zaman değişen-elastance formülasyonuna dayanan tek veya biventriküler modellerdir25,26,27. Karmaşık kardiyovasküler ağı yakalayan ve hem atriyal hem de ventrikül pompalama eylemini taklit eden kapsamlı modeller, cihaz testleri için platform olarak kullanılmıştır. Bununla birlikte, HFrEF alanında önemli bir literatür gövdesi olmasına rağmen, HFpEF'in siliko modellerinde çok az sayıda20 , 22,28,29,30,31önerilmiştir.

Son zamanlarda Burkhoff ve ark.32 ve Granegger ve ark.28tarafından geliştirilen HFpEF hemodinamiklerinin düşük boyutlu bir modeli, 4 odalı kalbin basınç hacmi (PV) döngülerini yakalayabilir ve HFpEF'in çeşitli fenotiplerinin hemodinamiği tamamen nüksedebilir. Ayrıca, HFpEF için mekanik bir dolaşım cihazının fizibilitesini değerlendirmek için siliko platformlarını kullanırlar, HFpEF'in fizyoloji çalışmaları ve cihaz geliştirme için hesaplamalı araştırmalarına öncülük ederler. Bununla birlikte, bu modeller hastalığın ilerlemesi sırasında gözlenen kan akışlarındaki ve basınçlardaki dinamik değişiklikleri yakalayamamaktadır. Kadry ve ark.30 tarafından yapılan yeni bir çalışma, miyokardın aktif gevşemesini ve sol ventrikülün pasif sertliğini düşük boyutlu bir modelde ayarlayarak diyastolik disfonksiyonun çeşitli fenotiplerini yakalar. Çalışmaları, miyokardın hem aktif hem de pasif özelliklerine dayanarak diyastolik disfonksiyonun kapsamlı bir hemodinamik analizini sağlar. Benzer şekilde, yüksek boyutlu modellerin literatürü öncelikle HFrEF19,33 ,34,35,36,37'yeodaklanmıştır. Bakir ve ark.33, HFrEF hemodinamik profilini ve sol-ventrikül destek cihazının (LVAD) etkinliğini tahmin etmek için tam bağlantılı bir kardiyak sıvı-elektromekanik FEA modeli önerdi. Bu biventriküler (veya iki odalı) model, sağlıklı kalbin hemodinamiklerini simüle etmek için birleştirilmiş Windkessel devresi kullandı, HFrEF ve HFrEF LVAD desteği ile33,37.

Benzer şekilde, Sack ve ark.35 sağ ventrikül disfonksiyonu araştırmak için bir biventriküler model geliştirdi. Biventriküler geometrileri bir hastanın manyetik rezonans görüntüleme (MRG) verilerinden elde edildi ve modelin sonlu eleman ağı, VAD destekli başarısız sağ ventrikül35'inhemodinamiklerini analiz etmek için görüntü segmentasyonu kullanılarak inşa edildi. Kalbin elektromekanik davranış modellerinin doğruluğunu artırmak için dört odalı FEA kardiyak yaklaşımlar geliştirilmiştir19,34. Biventriküler açıklamaların aksine, insan kalbinin MRI türevli dört odacı modelleri kardiyovasküler anatominin daha iyi bir temsilini sağlar18. Bu çalışmada kullanılan kalp modeli, dört odalı bir FEA modelinin yerleşik bir örneğidir. Topaklanmış parametre ve biventriküler FEA modellerinin aksine, bu gösterim hemodinamik değişiklikleri hastalığın ilerlemesi sırasında meydana geldikçe yakalar34,37. Genet ve ark.34, örneğin, HFrEF ve HFpEF'de gözlenen yeniden modellemenin sayısal bir büyüme modelini uygulamak için aynı platformu kullandı. Bununla birlikte, bu modeller kardiyak hipertrofinin sadece yapısal mekanik üzerindeki etkilerini değerlendirir ve ilişkili hemodinamiklerin kapsamlı bir tanımını sağlamaz.

Bu çalışmadaki siliko modellerinde HFpEF eksikliğini gidermek için, daha önce bu grup15 tarafından geliştirilen topaklanmış parametre modeli ve FEA modeli, HFpEF'in hemodinamik profilini simüle etmek için yeniden hazır hale getirildi. Bu amaçla, her modelin kardiyovasküler hemodinamikleri taban çizgisine simüle etme yeteneği ilk kez gösterilecektir. Stenoz kaynaklı sol ventrikül basıncı aşırı yüklenmesi ve kardiyak remodelinge bağlı olarak sol ventrikül uyumunun azalmasının etkileri-HFpEF'nin tipik bir özelliği daha sonra değerlendirilecektir.

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Protocol

1. 0D topaklanmış parametre modeli

  1. Simülasyon kurulumu
    NOT: Sayısal çözücü ortamında (Bkz. Malzeme Tablosu),şekil 1'degösterildiği gibi etki alanını oluşturun. Bu, 4 odalı kalp, üst vücut, karın, alt vücut ve torasik bölmelerin yanı sıra aort, pulmoner arter ve üstün ve alt venae kava dahil olmak üzere proksimal vaskülattan oluşur. Bu simülasyonda kullanılan standart elemanlar varsayılan hidrolik kitaplığın bir parçasıdır. Ayrıntılar Ek Dosyalar'da bulunabilir.
    1. Hidrolik boru hattı, sabit hacimli hidrolik hazne, lineer direnç, santrifüj pompa, çek valf, değişken alan deliği ve özel hidrolik sıvı: gerekli elemanları bulmak için hidrolik kütüphanede gezinin.
      1. Hidrolik boru hattı elemanlarını çalışma alanına bırakın.
        NOT: Bunlar sürtünme kayıplarının yanı sıra kan damarlarında ve kalp odalarında duvara uyum ve sıvı sıkıştırılabilirliğini de oluşturur. Bu blok aracılığıyla basınç kaybı Darcy-Weisbach yasası kullanılarak hesaplanırken, duvar uyumluluğuna bağlı çap değişikliği uyumluluk orantılılık sabitine, ışık basıncına ve zaman sabitine bağlıdır. Son olarak, akışkan sıkıştırılabilirliği ortamın toplu modülü ile tanımlanır.
      2. Duvar uyumluluğunu ve akışkan sıkıştırılabilirliğini tanımlamak için sabit hacimli hidrolik bölme elemanlarını takın.
        NOT: Bu blok sürtünme nedeniyle basınç kayıplarını dikkate almaz.
      3. Akışa karşı direnci tanımlamak için doğrusal direnç elemanlarını ekleyin.
        NOT: Bu, elektrik analog Windkessel modellerinde kullanılan dirençli elemana benzer şekilde, vaskülatın geometrik özelliklerinden bağımsızdır. Santrifüj pompa, çek valfi, değişken alan deliği ve özel hidrolik sıvı elemanları gibi diğer bloklar, sisteme istenen basınç girişini oluşturmak, kalp kapakçıklarının kan akışı üzerindeki etkilerini modellemek ve kanın mekanik özelliklerini tanımlamak için yerleştirilmelidir. Bu elementler sayesinde kardiyovasküler sistemin hem fizyoloji hem de hastalıktaki davranışları tam olarak yakalanabilir. Santrifüj pompa için giriş sinyali Şekil S1A'dabulunabilir.
      4. Özel değişken uyumluluk uyum odası elemanı aracılığıyla her kalp odasının sözleşmeliğini model edin.
        NOT: Bu, uyumluluğu zaman değişen kullanıcı tanımlı bir giriş sinyali olarak kabul eder ve zaman değişen elastance modelini(Şekil S1B-D)temel alır.
    2. Rosalia ve ark.15'te de bulunan Tablo S1'degösterildiği gibi, her öğeye göre parametreleri sağlayın
    3. Zaman uyumluluğu unsurları, değişken uyumluluk elemanları ve değişken alan delik blokları: zaman uyumlu kullanıcı tanımlı giriş sinyali gerektiren blokların her biri için bir Fiziksel Sinyal (PS) Yinelenen Sıra öğesi takın.
      NOT: Bu simülasyon için kullanılan giriş sinyalleri Şekil S1'de bulunabilir.
    4. Varsayılan ODE 23t örtük çözücüyü seçin ve sabit bir duruma ulaşmak için simülasyonyu 100 s boyunca çalıştırın.

2. FEA modeli

  1. Simülasyon kurulumu
    NOT: FEA Modeli sırayla birleştirilmiş bir elektrik-mekanik analiz kullanır. Bu modelde önce elektrik analizi yapılır; daha sonra ortaya çıkan elektrik potansiyelleri aşağıdaki mekanik analizde ekscitasyon kaynağı olarak kullanılır. Bu nedenle, simülasyon kurulumu iki iş alanı içerir: FEA simülasyon yazılımında önceden tanımlanmış elektrik (ELEC) ve mekanik (MECH) etki alanları (Malzeme Tablosu)18. Bu nedenle, aşağıdaki bölümde yalnızca çözümleme iş akışı açıklanmaktadır. FEA modeli, elektrik ve mekanik malzeme modellemesi için AŞAĞıDAKI kullanıcı altyordamları HETVAL, VUANISOHYPERve UAMP kullanır18.
    1. Standart modülde önceden tanımlanmış sıcaklık prosedürünü kullanarak elektrik analizi yapmak için ELEC etki alanında gezinin.
      1. BEATadlı tek bir çözümleme adımı kullanın. Kardiyak döngünün süresini 500 ms olarak ayarlayın ve sinoatriyal (SA) düğümü temsil eden bir düğüm kümesine elektriksel potansiyel darbe uygulayın (düğüm kümesi: R_Atrium-1.SA_NODE).
      2. Model kılavuzu18'deaçıklandığı gibi, pürüzsüz adım genlik tanımıyla 200 ms üzerinde -80 mV ile 20 mV arasında değişen varsayılan elektrik dalga biçimini gözden geçirin. AV gecikmesini ayarlamak için elektriksel analizde malzeme sabitlerinin varsayılan değerlerini kullanın.
      3. İş modülini başlatın ve kalp-elecadlı bir iş oluşturun.
    2. Elektriksel analiz kurulumu tamamlandıktan sonra, akışkan boşluğu tabanlı mekanik analizi gerçekleştirmek için MECH alanında gezinin.
      NOT: Mekanik simülasyon elektriksel analizden sonra gerçekleştirilir ve ortaya çıkan elektrik potansiyelleri mekanik analiz için heyecan kaynağı olarak kullanılır. Mekanik analiz birden fazla adım içerir.
      1. PRE-LOAD, BEAT1VE RECOVERY1adlı üç ana adımı kullanın. ÖN YÜK adımında, kalbin önceden stresli durumunun sınır koşullarını gözden geçirin. Sıvı odalarındaki basıncı doğrusal olarak artırmak için adım süresi olarak 0,3 s kullanın.
        NOT: Önceden tanımlanmış sıvı boşluğu basınç değerleri Tablo S3'tegösterilmiştir. Kalbin önceden stresli durumu normal kalp simülasyon kurulumunda zaten tanımlanmıştır ve ilk düğüm koşulları Tablo S5'te listelendiği gibi harici simülasyon dosyalarında sağlanır. 3.2.2-3.2.4 adımlarında açıklandığı gibi, sınır koşulu her değiştirildiğinde, ters mekanik simülasyon kullanılarak sıfır gerilme durumunun yeniden hesaplanması gerekir.
      2. BEAT1 adımında, daralmayı simüle etmek için adım süresi olarak 0,5 sn kullanın.
      3. RECOVERY1 adımında, 60 bpm kalp atış hızı için kardiyak gevşeme ve ventrikül dolgusu için 0,5 sn'yi seçin.
      4. Sonraki adımları etkinleştirin, BEATX ve RECOVERYX, sabit bir duruma ulaşmak için birden fazla kardiyak döngüyü simüle etmek için.
        NOT: Sabit duruma ulaşmak için üç kardiyak döngü yeterli olacaktır. Simülasyonun bir döngüsü 24 çekirdekli bir işlemcide (3,2 GHz x 24) ~8 saat içinde tamamlanır.
      5. İş modüllerini başlatın ve kalp-mechadlı bir iş oluşturun ve çift duyarlık seçeneğini etkinleştirin.
  2. Basitleştirilmiş topaklanmış parametreli Windkessel modelini gözden geçirin
    NOT: FEA modelinin mekanik etki alanı, basitleştirilmiş bir topaklanmış parametre devresini temel alan ve Şekil 218'degörüldüğü gibi yüzey bazlı sıvı boşlukları ve sıvı değişimlerinin bir kombinasyonu olarak oluşturulan bir kan akışı modeline sahiptir.
    1. Simülasyonun çalıştırılması için yukarıdaki notta belirtilen Windkessel gösterimini kullanın. Sırasıyla akış dirençleri ve yapısal uyumlar için dirençli ve kapasitif elemanların değerlerini ayarlamak için kan akışı modeli gösterimini gözden geçirin.
    2. Dört kalp odasının 3B sonlu eleman temsilini gözden geçirin ve geometrik konumlarının doğru olduğundan emin olun.
    3. Kalp tertibatını kontrol edin ve dört kalp odasının her birinin uyumluluk ve sözleşme değerlerini ayarlamak için Etkileşim modülüne geçin.
      NOT: Etkileşim modülündeki varsayılan değerler, idealize edilmiş sağlıklı bir insan kalp atış döngüsünü simüle etmek için yapılandırılmıştır18.
    4. Etkileşim modülünde, CAV-AORTA, CAV-LA, CAV-LV, CAV-PULMONARY_TRUNK, CAV-RA, CAV-RV, CAV-SVC, CAV-ARTERIAL-COMP, CAV-PULMONARY-COMP ve CAV-VENOUS-COMP(Tablo S3)aşağıdaki hidrostatik sıvı boşluklarını gözden geçirin.
    5. Arteriyel, venöz ve pulmoner dolaşımların uyumunu temsil ettikleri için uyum odalarını (CAV-ARTERIAL-COMP, CAV-PULMONARY-COMP ve CAV-VENOUS-COMP) kübik hacimler olarak kullanın.
    6. Topraklanmış bir yay içine üç uyumluluk kübik hacimleri takın ve arteriyel, venöz ve pulmoner dolaşımlardaki basınç hacmi tepkisini modellemek için sertlik değerini gözden geçirin.
    7. Hidrostatik sıvı boşlukları arasındaki aşağıdaki sıvı değişim tanımlarını kontrol edin: arteriyel-venöz, venöz-sağ atriyum, sağ kulakçık-sağ ventrikül, sağ ventrikül-pulmoner sistem, pulmoner sistem-sol atriyum, sol atriyum-sol ventrikül ve sol ventrikül-aort(Tablo S4).
    8. Her sıvı değişim bağlantısındaki kan akışı modelini değiştirmek için viskoz direnç katsayısını ayarlayın (viskoz direnç etkisi hakkında daha fazla bilgi için ek dosyalara bakın).
  3. Multifizik simülasyon
    1. CAE veritabanı dosyasını çalışma dizininde bulun.
      NOT: Bu protokoldeki FEA Modeli veritabanında teslim edilir ve LH-Human-Model-Beta-V2_1.caeolarak adlandırılır.
    2. Benzetimi çalıştırmak için giriş, nesne ve kitaplık dosyalarını çalışma dizinine ekleyin. Giriş ve kitaplık dosyalarının tam listesi için Tablo S5'e bakın.
    3. FEA model simülasyon yazılımını başlatın (Bkz. Malzeme Tablosu).
      NOT: Sonraki sürümlerle uyumluluk için yazılım sağlayıcısına danışın18.
    4. 2.2 ve 2.3 bölümlerinde açıklandığı gibi, hem ELEC hem de MECH etki alanlarındaki parçaları, montaj ve sınır koşullarını gözden geçirin.
    5. İlk olarak, bölüm 2.1.1.3'te açıklandığı gibi heart-elecadlı elektrik simülasyon işini çalıştırın. Kalp-elec simülasyonun beklendiği gibi çalıştırdığını doğrulamak için elektriksel potansiyel sonuçları görsel olarak inceleyin. Ardından, heart-elec.odb sonuç dosyasının çalışma dizininde olduğundan emin olun.
    6. MECH etki alanına geçerek ikinci simülasyon aşamasına geçin. İstenilen pasif ve aktif kardiyak yanıtı modellemek için mekanik simülasyonda kullanılan malzeme sabitlerinin değerlerini gözden geçirin.
    7. Mekanik analiz için malzeme kitaplığı dosyalarının HYBRID dize adını kullandığından emin olun. Kalp odalarının malzeme tepkisini değiştirmek için uygun hibrit malzeme dosyasını ayarlayın veya CAE modülündeki Malzemeler bölümünde yeni bir malzeme davranışı tanımlayarak tüm malzeme yanıtını değiştirin.
      NOT: Yerleşik constitutive yasaları hakkında ayrıntılı bilgi kullanım kılavuzu18bulunabilir.
    8. ÖN YÜK adımında, istenen fizyolojik davranışı elde etmek için hidrostatik boşlukların basınçlarını ayarlayın. 2.1.2.1 adımında açıklandığı gibi sıfırdan istenen basınç seviyesine yükselmek için yerleşik pürüzsüz genlik seçeneğini kullanın.
    9. Kan akışı modelini dolaşım sistemi içinde sabit bir genel kan hacmi ile çalıştırmak için 2.1.2.1'de tanımlanan basınç sınırı koşullarını devre dışı bırakın. Bölüm 2.1.2.5'te açıklandığı gibi kalp-mechadlı simülasyon işini çalıştırın.

3. Aort kapak darlığı

NOT: Aort darlığı genellikle basınç aşırı yüklenmesine ve nihayetinde sol ventrikül duvarının eşmerkezli yeniden şekillendirilmesine ve uyum kaybına yol açtığı için HFpEF sürücüsüdür. Aort darlığında gözlenen hemodinamikler genellikle HFpEF'de görülenlere ilerler.

  1. Topaklanmış parametre modeli
    1. PS yinelenen sıra öğesindeki giriş sinyalini sol ventrikül bölmesinde bulunan aort valfine göre değiştirin. Temele göre(Tablo S6)delik alanının %70'e eşit bir azaltmasını simüle edersiniz.
      NOT: Giriş değerleri, her kalp atışı sırasında stenotik vananın delik alanını temsil eder. Delik alanı değeri, aort valfi PS elemanının başlangıç çıkış değerleri vektörü ile orijinal değerine göre son deifice alanına karşılık gelen ondalık bir değerle çarparak kolayca ayarlanabilir. Bu çalışmada %70 daralma elde etmek için 0,3 faktörü kullanılmıştır.
  2. FEA modeli
    1. LINK-LV-ARTERIAL parametresinin akışkan değişimi tanımını değiştirin.
      NOT: Bu parametre, sol ventrikül ile aort arasındaki kan akışına ayarlanmış viskoz bir direnç katsayısına sahiptir. Etkili değişim alanı kan akışını ayarlamak ve uygun aort darlığı modelini oluşturmak için değiştirilebilir(Tablo S7).
    2. Araç kutusu klasörünü bulun ve bu klasörün içindeki dosyaları ana çalışma dizinine kopyalayın.
    3. Araç kutusu dosyalarını yürüterek ters mekanik simülasyon gerçekleştirin18. Bu amaçla, aort darlığı modeli için başlangıç hacimsel durumlarını ayarlamak için sol ventrikülün ve sol kulakçık atriyumunun emme basınçlarını sıvı boşluğunda 6 mmHg olarak değiştirin. inversePreliminary.py işlevini yürütün.
      NOT: Sınır koşulu her değiştirildiğinde ters mekanik simülasyon kullanılarak sıfır gerilme durumunun yeniden hesaplanması gerekir.
    4. Ters mekanik simülasyon tamamlandıktan sonra, işlem sonrası işlevleri çalıştırın: calcNodeCoords.py ve straight_mv_chordae.py. Diğer akış parametreleri için varsayılan değerleri kullanın ve bölüm 2.1.2.5'te açıklandığı gibi yeni bir mekanik simülasyon çalıştırın.

4. HFpEF hemodinamik

NOT: Kronik tadilatın etkilerini simüle etmek için sol kalbin mekanik özellikleri değiştirilmiştir.

  1. Topaklanmış parametre modeli
    1. Tablo S8'dekison diyastolik uygunluk değerini kullanarak, basınç aşırı yüklemesi nedeniyle duvar sertleştirmesini taklit etmek için LV uyumluluk elemanının sol ventrikül diyastolik uyumluluğunu değiştirin.
      NOT: Son systole'den son diyastole doğrusal olarak düşmek için uyumluluğu varsayalım.
    2. HFpEF'de gözlenen yüksek sol ventrikül basınçlarını yakalamak için LV pompasının sızıntı direncini 18 × 106 Pa s m-3 (Tablo S8)'ye yükseltin.
  2. FEA modeli
    1. Sol ventrikül geometrisinin aktif malzeme özelliklerini düzenleyin. Konsitutive modeldeki lif ve levha yönlerindeki stres bileşenlerini etkileyen aktif doku tepkisini ayarlamak için sertlik bileşenini artırın.
      1. Mech-mat-LV_ACTIVE dosyasında sol ventrikülün malzeme tepkisini değiştirin.
        NOT: Sol ventrikül odası için sertliğin büyüklüğü uygun diyastolik uyum etkilerini sağlayacak şekilde ayarlanabilir.
      2. HFpEF fizyolojisi için artan sertlik yanıtını yakalamak için anizotropik hiperelastik formülasyondaki a ve b sertlik parametrelerini artırın.
      3. ÖN YÜK adımında, sol ventrikülün ve sol kulakçık sıvı boşluğu basınçlarını 20 mmHg'ye ayarlayın.
      4. Sol ventrikül ve atriyumun hacimsel durumunu elde etmek için ters mekanik simülasyon gerçekleştirin. Nodal koordinatlarını heart-mech-inverse.odb dosyasından dışa aktar18.
      5. İşlem sonrası işlevleri yürütün: calcNodeCoords.py ve straight_mv_chordae.py, adım 3.2.4'te açıklandığı gibi. Çalışma dizinindeki yeni nodal giriş dosyalarını bulun ve bölüm 2.1.2.5'te açıklandığı gibi yeni bir mekanik simülasyon gerçekleştirin.

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Representative Results

Temel simülasyonlardan elde edilen sonuçlar Şekil 3'te gösterilmiştir. Bu, sol ventrikül ve aortun basıncını ve hacim dalga biçimlerini (Şekil 3A) ve sol ventrikül PV döngüsünü (Şekil 3B) gösterir. Siliko modellerindeki ikisi fizyolojik aralıkta olan benzer aort ve sol ventrikül hemodinamiklerini göstermektedir. İki platform tarafından tahmin edilen yanıttaki küçük farklılıklar, doğrusal olmayanların FEA modeli tarafından topaklanmış parametre platformuna kıyasla daha iyi yakalandığı ventrikül boşaltma ve doldurma aşamalarında fark edilebilir. Fizyolojide, bu tür doğrusal olmayan etkiler esas olarak kalp dokusunun hiperelastik tepkisinin bir sonucu olarak ortaya çıkar ve bu nedenle çok alanlı ve yüksek sıralı hesaplama modelleri tarafından daha doğru bir şekilde çoğaltılmıştır18.

Aort darlığı için ventrikül ve aort hemodinamikleri elde edildi, çünkü bu genellikle sol ventrikül basıncının aşırı yüklenmesine ve nihayetinde HFpEF gelişimine yol açar. Aort valfi delik alanının %70 azalmasındaki basınç ve hacim dalga şekilleri şekil 4'teher iki model için de gösterilmiştir. Darlık, aort kapakçığı boyunca yüksek basınç gradyanı ile sonuçlandı. Bu çalışmada düşünülen %70 darlık için sırasıyla topaklanmış parametre ( Şekil 4A ) ve FEA ( Şekil 4B ) modelleri ile41mmHg ve 54 mmHgpiktransaortik basınç gradyanları elde edilmiştir. Bu ılımlı varyasyon, uyumun bir dizi sayısal değer tarafından basitçe tanımlandığı topaklanmış parametre modelinde kardiyak dokunun malzeme özelliklerini tanımlayan bir konsitütif denklemin eksikliğinin başka bir sonucu olarak ortaya çıkar. Bu nedenle bu model, bunun yerine FEA modeli tarafından doğru bir şekilde temsil edilen akışkan yapısı etkileşimlerini yakalamaz. Bununla birlikte, her iki modelden elde edilen sonuçlar, yaklaşık% 60-7538,39,40aort daralmaları için 40-65 mmHg'lik en yüksek transaortik gradyanları gösteren Orta Aort kapak darlığının Amerikan Ekokardiyografi Derneği (ASE) ve Avrupa Ekokardiyografi Birliği (EAE) sınıflandırmaları ile tutarlıdır.

Ventrikül duvarının sertleşmesinden sonra taban çizgisi, %70 aort darlığı ve HFpEF'in sol ventrikül PV döngüleri Şekil 5'teözetlenmiştir. Benzer desenler, topaklanmış parametre modelinden elde edilen sonuçları gösteren Şekil 5A'dave FEA aracılığıyla elde edilen hemodinamikleri gösteren Şekil 5B'dede görülebilir. Bu PV döngüleri HFpEF 1 ,11,28,32'ninbilimsel ve klinik literatüründe yer alanlarla uyumludur. Özellikle, her iki model de aort darlığının neden olduğu artçı yük artışı nedeniyle sistolik sol ventrikül basıncındaki artışı yakalayabilir. Ayrıca, stenoz PV döngüsünde son sistolik hacim arttırılarak inme hacminde bir düşüşe yol açar. Yeniden şekillendirme ve sol ventrikül uyum kaybı üzerine, son diyastolik basınç hacmi ilişkisi (EDPVR) yükselir ve bu da daha yüksek son diyastolik basınçlara ve daha düşük son diyastolik hacimlere neden olur. Sol ventrikülün yeterince gevşemesi ve doldurulamamasından kaynaklanan bu fenomenler, hem düşük hem de yüksek boyutlu modellerde HFpEF PV döngüleri tarafından başarıyla yakalanır.

Diastolik fonksiyonun azalmasının bir başka göstergesi olarak, mitral kapaktan geçen akış Şekil S2'de hem erken gevşeme (E) hem de atriyal kasılma (A) evrelerini vurgular. Normal ve darlık profilleri ile karşılaştırıldığında, HFpEF akışı biraz daha yüksek bir tepe E-faz mitral akışı ve önemli ölçüde azaltılmış tepe A faz akışı ile karakterizedir, sol ventrikül pasif sertleştirmenin bilimsel literatürle tutarlı olan yüksek bir E / A oranı ile sonuçladığını vurgular30. Son olarak, Şekil 6 hem systole hem de diastole sırasında normal ve HFpEF kalplerindeki miyokard stres haritasındaki değişiklikleri göstermektedir. Sol ventrikülün uzun eksenli görünümü hacimsel ortalama stres dağılımlarını gösterir ve ventrikül uyumunun karakteristik kaybı nedeniyle HFpEF kalbinde yüksek gerilmeler gösterir. Tepe systole (t = 0,2 s) ve son diyastole (t = 1,0 s) sırasında sağlıklı kalp için sırasıyla (61,1 ± 49,8) kPa ve (0,51 ± 7,35) kPa taban çizgisi değerlerinden, ortalama stres buna bağlı olarak HFpEF'de (97.2 ± 205.7) kPa ve (2.69 ± 16.34) kPa'ya yükseldi ve HFpEF'de gözlenen hemodinamik değişikliklerin başarısız kalbi etkileyen derin yapısal değişikliklere dayandığını düşündürmektedir.

Figure 1
Şekil 1: Nesne yönelimli sayısal çözücüde anatomik olarak türetilmiş topaklanmış parametre modelinin etki alanı (bkz. Malzeme Tablosu),dört odalı kalbi, aortu ve üst gövdeyi, karın, alt gövde ve pulmoner dolaşımları gösterir. Kısaltmalar: LV = sol ventrikül; RV = sağ ventrikül; LA = sol atriyum; RA = sağ atriyum; R1 = arteriyel direnç; R2 = venöz direnç; C = uyumluluk; IVC: alt vena kava; SVC: üstün vena kava. Bu rakamın daha büyük bir sürümünü görüntülemek için lütfen buraya tıklayın.

Figure 2
Şekil 2: İnsan kalbinin sonlu eleman analiz modeli. (A) İnsan kalbinin sonlu eleman analiz modelinin 3B gösterimi. (B) Yapısal sıvı değişim modelleri ile birleştiğinde modeldeki kan akışı modelinin basitleştirilmiş topaklanmış parametreli gösterimi18. Kısaltmalar: LV = sol ventrikül; RV = sağ ventrikül; LA = sol atriyum; RA = sağ atriyum; Raort = aort kapak direnci; Rmitral = mitral kapak direnci; Rpulmoner = pulmoner kapak direnci; Rtricuspid = triküspid valf direnci; Carteriyel = sistemik arteriyel uygunluk; Rsistemi = sistemik arteriyel direnç; Cvenöz = sistemik venöz uyum, Rvenöz = sistemik venöz direnç; Cpulmoner = pulmoner uyum; Rpulmoner sistem = pulmoner direnç. Bu rakamın daha büyük bir sürümünü görüntülemek için lütfen buraya tıklayın.

Figure 3
Şekil 3: İnsan kalbinin topaklanmış parametre ve sonlu eleman analiz modelleri için temel simülasyonlar ve basınç hacmi dalga formları. (A) Sol ventrikül basıncı ve hacim dalga formları ve taban çizgisi topaklanmış parametre ve FEA modelleri tarafından hesaplanan aort basıncı. (B) Her iki platform üzerinden elde edilen sol ventrikül PV döngüsü taban çizgisine. Kısaltmalar: FEA = sonlu eleman analizi; LV = sol ventrikül; PV = basınç hacmi. Bu rakamın daha büyük bir sürümünü görüntülemek için lütfen buraya tıklayın.

Figure 4
Şekil 4: Aort kapak deliği bölgesinin %70 oranında azaltılmasında hesaplanan sol ventrikül basıncı ve hacim dalga şekilleri ve aort basıncı. (A) Topaklanmış parametre modeli, (B) FEA modeli. Kısaltmalar: FEA = sonlu eleman analizi; LV = sol ventrikül. Bu rakamın daha büyük bir sürümünü görüntülemek için lütfen buraya tıklayın.

Figure 5
Şekil 5: Sağlıklı kalbin sol ventrikül PV döngüleri, akut darlık kaynaklı basınç aşırı yüklemesi altında ve kronik remodeling ve sertleştirmeyi takiben HFpEF kalbinin. (A) Topaklanmış parametre, (B) FEA modelleri. Kısaltmalar: EDPVRH = simüle edilmiş sağlıklı kalpte son diyastolik basınç hacmi ilişkisi; EDPVRHFpEF: simüle edilmiş HFpEF fizyolojisinde son diyastolik basınç hacmi ilişkisi; PV - basınç hacmi; FEA = sonlu eleman analizi. Bu rakamın daha büyük bir sürümünü görüntülemek için lütfen buraya tıklayın.

Figure 6
Şekil 6: von Mises stres (ort. 75%) FEA modelinin öngördüğü gibi, pik-systole ve diastole sırasında fizyolojik koşullar ve HFpEF kalbi altında. Renk haritaları MPa'daki stres seviyelerini gösterir. HFpEF'te (92.7-2.7 kPa) pik-systole (t = 0.2 s) ve son diyastole (t = 1.0 s) sırasında sağlıklı kalbe (61.1-0.5 kPa) kıyasla daha yüksek gerilmeler görülebilir. Bu rakamın daha büyük bir sürümünü görüntülemek için lütfen buraya tıklayın.

Şekil S1: Topaklanmış parametre simülasyonu için (A) santrifüj pompa, (B) sol ventrikül, (C) sağ ventrikül, (D) sol ve sağ atria için giriş sinyalleri. Bu dosyayı indirmek için lütfen tıklayınız.

Şekil S2: (A) Aort ve (B) FEA tarafından elde edilen taban çizgisi, darlık ve HFpEF profilleri için mitral akış sinyalleri. Kısaltmalar: E = erken gevşeme aşaması; A = atriyal kasılma; FEA = sonlu eleman analizi; HFpEF = korunmuş ejeksiyon fraksiyonu ile kalp yetmezliği. Bu dosyayı indirmek için lütfen tıklayınız.

Tablo S1. Taban çizgisi topaklanmış parametre simülasyonunun geometrik ve mekanik parametreleri. Bu Tabloyu indirmek için lütfen tıklayınız.

Tablo S2. Temel topaklanmış parametre simülasyonunun kapsamlı parametreleri kümesi. Bu Tabloyu indirmek için lütfen tıklayınız.

Tablo S3. Mekanik sonlu eleman analizi (FEA) modelinde sıvı boşluk değerleri18. Bu Tabloyu indirmek için lütfen tıklayınız.

Tablo S4. Sonlu eleman analizi (FEA) modeli18için sıvı değişim bağlantılarının sınır koşulları. Bu Tabloyu indirmek için lütfen tıklayınız.

Tablo S5. Sonlu eleman analizi (FEA) modeli18için gerekli simülasyon dosyaları. Bu Tabloyu indirmek için lütfen tıklayınız.

Tablo S6. Aort-darlık topaklanmış parametre simülasyon için parametreler. Bu Tabloyu indirmek için lütfen tıklayınız.

Masa S7. Sonlu eleman analizi (FEA) model18'dekiakışkan değişim bağlantısı tanımları. Bu Tabloyu indirmek için lütfen tıklayınız.

Tablo S8. HFpEF lumped-parameter simülasyon için parametreler. Bu Tabloyu indirmek için lütfen tıklayınız.

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Discussion

Bu çalışmada önerilen topaklanmış parametre ve FEA platformları, hem darlık kaynaklı basınç aşırı yüklemesinin akut fazında hem de kronik HFpEF'de kardiyovasküler hemodinamikleri fizyolojik koşullar altında yeniden özetledi. Basınç aşırı yüklenmesinin HFpEF gelişiminin akut ve kronik aşamalarında oynadığı rolü yakalayarak, bu modellerden elde edilen sonuçlar, aort darlığı nedeniyle transaortik basınç gradyanının başlaması, sol ventrikül basıncında bir artış ve duvar sertleşmesine bağlı son diyastolik hacmin azalması da dahil olmak üzere HFpEF'in klinik literatürü ile uyuşmaktadır41. Ayrıca, bu FEA modeli kardiyak döngü boyunca HFpEF'de miyokard stresinde yükselmeleri yakalayabildi. Bu simülasyonların doğru bir şekilde ayarlanabilmesi için yukarıdaki protokol bölümünde özetlenen adımların titizlikle izlenmesi gerekmektedir. Topaklanmış parametre modeli için, hidrolik elemanlar ağının Şekil 1'de gösterildiği gibi doğru bir şekilde yeniden oluşturulması ve öngörülen değerlerin giriş parametreleri(Tablo S1 ve Tablo S2)olarak sağlanması esastır. Ayrıca, çözücü bloğu tanımlanmalı ve herhangi bir düğümde ağa bağlanmalıdır.

FEA modelinin çalışması, Tablo S5'te listelenen çözücü18 ile paketlenmiş tüm simülasyon dosyalarını gerektirir. Önkoşul bileşenlerinden herhangi birinin atlanarak simülasyonun erken sonlandırılmasına neden olabilir. Her iki platform için de, darlık ve HFpEF hemodinamik profillerini yeniden oluşturmadan önce temel simülasyonu varsayılan giriş parametreleriyle elde etmek önemlidir. Temel simülasyon15'i özetleyen orijinal araştırma makalesi ve Ek Dosyalar'daki simülasyona bağlı belgeler, topaklanmış parametre modelinin sorunlarını gidermek için incelenebilir. Benzer şekilde, bu FEA çerçevesi sorun giderme için yazılım belgelerini ve araç kutusu klasörünü içerir18. Bir simülasyon hatası durumunda, kullanıcı araç kutusu klasörü18'deki göreli eklentileri çalıştırarak simülasyon tanılamayı çağırabilir. Topaklanmış parametre modelinden elde edilen hemodinamik sonuçlar, simüle edilen koşulların her birinde FEA aracılığıyla hesaplananlara benzer ve HFpEF'nin klinik literatürü ile tutarlıydı. Yüksek boyutlu FEA platformu, kalbin karmaşık biyomekanik davranışının yakalanmasını sağlar ve yüksek hesaplama talebi pahasına da olsa kardiyovasküler hemodinamiklerin doğru bir tanımını sağlar. Bununla birlikte, topaklanmış parametre modelinde, çalışma süresi birkaç saatten birkaç dakikaya düşürülür ve siliko modellerinde daha yüksek sıraya göre önemli bir avantaj sağlar.

Ek olarak, daha fazla sayıda kardiyovasküler bölmeyi modelleyerek, bu topaklanmış parametre simülasyonu, kardiyovasküler ağacın çeşitli bölgelerindeki kan akışlarının ve basınçların incelenmesine izin verir ve bu nedenle kalp odalarının ve proksimal vaskülatın ötesine uzanan çalışmalar için uygundur. Bununla birlikte, küresel hemodinamikleri yeniden özetleyebilse de, bu açıklama yapısal etkileşimlerin bazı küçük etkilerini yakalayamaz ve bu nedenle FEA temsillerinin tipik doğruluğundan yoksundur. Bu çalışmada elde edilen kardiyak mekaniğin sonlu eleman yaklaşımı ile analizi, önceki araştırmalardan olanları doğrulamıştır. Özellikle, bu ortalama stres değerleri, kronik başarısızlık sırasında kısmen desteklenen kalbin büyüme modelleri tarafından tahmin edilenlerle aynı aralıktadır34,37. Bu modellerle karşılaştırıldığında, burada açıklanan bu çalışmalarda bulunan stres değerleri, basınç aşırı yüklenmesini teşvik etmek için simüle edilen yüksek aort darlığı seviyesi nedeniyle orta derecede daha yüksekti. Ayrıca HFpEF'de sol ventrikül uyum kaybının endokardiyal stres üzerinde büyük etkisi olduğu bulunmuştur.

Ancak bu çalışmada diyastolik sertlik ve duyarlılığı parametrik olarak araştırılmış değildir. Aslında, bu parametre kronik sol ventrikül basıncı aşırı yüklemesinin fizyolojik olarak ilgili hemodinamik profilini yakalamak için ayarlanmıştır. Azalan diyastolik uyumun etkilerini tam olarak karakterize etmek için kapsamlı duyarlılık analizi yapılmalıdır. Bu hesaplamalı model ayrıca, HFpEF'deki kardiyak yapının biyomekanik değişikliklerinin yeniden şekillendirmenin önemli bir sürücüsü olabileceğini ve bu nedenle HFpEF hemodinamik ve hastalığın ilerlemesinde önemli etkileri olabileceğini göstermektedir. Dinamik bir büyüme modelinin FEA simülasyonunun akışkan yapısı etkileşimi ile entegrasyonu, basınç aşırı yüklenmesinin neden olduğu kardiyak yeniden şekillendirme ve hemodinamik sapmaların dinamiklerini daha kapsamlı bir şekilde yakalamak için gelecekteki çalışmalarda düşünülebilir. Ayrıca, kadry ve ark.30'a benzer aktif gevşemenin etkilerinin daha fazla çalışması ve diyastolik disfonksiyonun farklı fenotiplerini simüle etmek için elektriksel iletim ve kontrtinaklık gerekebilir.

HFpEF çalışmalarına uygun simülasyon platformlarının geliştirilmesi literatürde büyük ölçüde az bildirilmektedir. Bu bağlamda bu çalışma HFpEF patofizyolojisi çalışmaları için eşsiz bir ortam sağlamaktadır. Anatomik olarak türetilmiş topaklanmış parametre modeli, sağlıklı ve HFpEF koşulları için değişen hastaya özgü hemodinamik parametrelerin (örneğin, vasküler armatürel alan ve uyum) küresel hemodinamikte oynadığı etkinin hızlı bir şekilde simülasyonunu sağlayacaktır. Ek olarak, FEA modellemesi, HFpEF sırasında giderek değiştikçe mekanik özelliklerdeki zamansal değişikliklerin ve kalp dokusunun heyecan vericiliğinin etkilerinin ayrıntılı olarak araştırılmasına izin veriyor. Ayrıca, önerilen modeller, HFpEF için yeni tedavilerin simülasyonu için potansiyel faydaya sahiptir, kısmen güvenilir in vivo, in vitro ve HFpEF'in siliko modellerinde, yetersiz cihaz optimizasyonu nedeniyle klinik çalışmaların askıya alınmasından sorumlu olabilir42. Son olarak, gelecekteki çalışmalar, FEA yaklaşımının altında bulunan basitleştirilmiş topaklanmış parametre açıklamasını sayısal çözücü modeliyle değiştirerek bu modellerin tek bir simülasyona entegrasyonunu içerebilir. Bu, bu modellerin doğruluğunu daha da artırabilir ve HFpEF ve diğer kardiyovasküler durumların hesaplama çalışmalarını daha da destekleyebilirsiniz.

Özetle, bu çalışmada HFpEF'in iki farklı hesaplama modeli tanımlanmıştır. Geliştirilen platformların fizyolojik koşullar altında taban çizgisi hemodinamiklerini tanımlama yeteneği ilk kez gösterilmiştir. Daha sonra aort darlığından ve nihayetinde sol ventrikül tadilatı nedeniyle HFpEF'den kaynaklanan değişiklikler araştırılarak sonuçların literatürde bildirilenlerle tutarlı olduğu gösterilmiştir. Son olarak, simüle edilen hemodinamik durumlar, HFpEF kalbindeki kardiyak duvar stresinde fizyolojik koşullara kıyasla yükselmeler gösterdi. HFpEF'in temsil ettiği inanılmaz derecede acil sağlık hizmeti zorluğu bağlamında, önerilen bu platformlar, HFpEF'in hemodinamik ve biyomekanikleri hakkında fikir verebilecek siliko açıklamalarında ilk sıralarda yer alıyor. Bu hesaplamalı modeller, HFpEF için tedavilerin geliştirilmesi için bir araç olarak daha fazla kullanılabilir ve sonuçta alandaki çevirisel araştırmaları destekler.

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Disclosures

Bu çalışmayla ilgili herhangi bir çıkar çatışması yoktur.

Acknowledgments

Harvard-Massachusetts Teknoloji Enstitüsü Sağlık Bilimleri ve Teknolojisi programından ve Tıp Mühendisliği ve Bilimi Enstitüsü'nden SITA Vakfı Ödülü'nden fon kabul ediyoruz.

Materials

Name Company Catalog Number Comments
Abaqus Software Dassault Systèmes Simulia Corp. Version used: 2018; FEA simulation software
HETVAL Dassault Systèmes Simulia Corp. Version used: 2018
Hydraulic (Isothermal) library MathWorks Version used: 2020a
Living Heart Human Model Dassault Systèmes Simulia Corp. Version used: V2_1, anatomically accurate FEA platform of 4-chamber adult human heart
MATLAB MathWorks Version used: 2020a, object-oriented numerical solver
SIMSCAPE FLUIDS MathWorks
UAMP Dassault Systèmes Simulia Corp. Version used: 2018
VUANISOHYPER Dassault Systèmes Simulia Corp. Version used: 2018

DOWNLOAD MATERIALS LIST

References

  1. Borlaug, B. A., Paulus, W. J. Heart failure with preserved ejection fraction: Pathophysiology, diagnosis, and treatment. European Heart Journal. 32 (6), 670-679 (2011).
  2. Borlaug, B. A., Kane, G. C., Melenovsky, V., Olson, T. P. Abnormal right ventricular-pulmonary artery coupling with exercise in heart failure with preserved ejection fraction. European Heart Journal. 37 (43), 3293-3302 (2016).
  3. Borlaug, B. A. Evaluation and management of heart failure with preserved ejection fraction. Nature Reviews Cardiology. 17 (9), 1-15 (2020).
  4. Carabello, B. A., Paulus, W. J. Aortic stenosis. The Lancet. 373 (9667), 956-966 (2009).
  5. Lam, C. S. P., Donal, E., Kraigher-Krainer, E., Vasan, R. S. Epidemiology and clinical course of heart failure with preserved ejection fraction. European Journal of Heart Failure. 13 (1), 18-28 (2011).
  6. Omote, K., et al. Left ventricular outflow tract velocity time integral in hospitalized heart failure with preserved ejection fraction. ESC Heart Failure. 7 (1), 167-175 (2020).
  7. Samson, R., Jaiswal, A., Ennezat, P. V., Cassidy, M., Jemtel, T. H. L. Clinical phenotypes in heart failure with preserved ejection fraction. Journal of the American Heart Association. 5 (1), (2016).
  8. Weber, K. T., Brilla, C. G., Janicki, J. S. Myocardial fibrosis: Functional significance and regulatory factors. Cardiovascular Research. 27 (3), 341-348 (1993).
  9. Borbély, A., et al. Cardiomyocyte stiffness in diastolic heart failure. Circulation. 111 (6), 774-781 (2005).
  10. Borlaug, B. A., Lam, C. S. P., Roger, V. L., Rodeheffer, R. J., Redfield, M. M. Contractility and Ventricular Systolic Stiffening in Hypertensive Heart Disease. Insights Into the Pathogenesis of Heart Failure With Preserved Ejection Fraction. Journal of the American College of Cardiology. 54 (5), 410-418 (2009).
  11. Penicka, M., et al. Heart Failure With Preserved Ejection Fraction in Outpatients With Unexplained Dyspnea. A Pressure-Volume Loop Analysis. Journal of the American College of Cardiology. 55 (16), 1701-1710 (2010).
  12. Owen, B., Bojdo, N., Jivkov, A., Keavney, B., Revell, A. Structural modelling of the cardiovascular system. Biomechanics and Modeling in Mechanobiology. 17 (5), 1217-1242 (2018).
  13. Zhou, S., et al. A review on low-dimensional physics-based models of systemic arteries: Application to estimation of central aortic pressure. BioMedical Engineering Online. 18 (1), 41 (2019).
  14. Sagawa, K., Lie, R. K., Schaefer, J. Translation of Otto frank's paper "Die Grundform des arteriellen Pulses" zeitschrift für biologie 37. Journal of Molecular and Cellular Cardiology. 22 (1899), 253-254 (1990).
  15. Rosalia, L., Ozturk, C., Van Story, D., Horvath, M., Roche, E. T. Object-oriented lumped-parameter modeling of the cardiovascular system for physiological and pathophysiological conditions. Advanced theory and simulations. , (2021).
  16. Lopez-Perez, A., Sebastian, R., Ferrero, J. M. Three-dimensional cardiac computational modelling: METHODS, features and applications. BioMedical Engineering Online. 14, 35 (2015).
  17. Xie, X., Zheng, M., Wen, D., Li, Y., Xie, S. A new CFD based non-invasive method for functional diagnosis of coronary stenosis. BioMedical Engineering Online. 17 (1), 36 (2018).
  18. Abaqus Dassault, S. SIMULIA living heart human model user documentation. , (2017).
  19. Baillargeon, B., Rebelo, N., Fox, D. D., Taylor, R. L., Kuhl, E. The living heart project: A robust and integrative simulator for human heart function. European Journal of Mechanics, A/Solids. 48, 38-47 (2014).
  20. Moscato, F., et al. Use of continuous flow ventricular assist devices in patients with heart failure and a normal ejection fraction: a computer-simulation study. The Journal of Thoracic and Cardiovascular Surgery. 145 (5), 1352-1358 (2013).
  21. Fresiello, L., Meyns, B., Di Molfetta, A., Ferrari, G. A Model of the Cardiorespiratory Response to Aerobic Exercise in Healthy and Heart Failure Conditions. Frontiers in Physiology. 7 (189), (2016).
  22. Moscato, F., et al. Left ventricle afterload impedance control by an axial flow ventricular assist device: a potential tool for ventricular recovery. Artificial Organs. 34 (9), 736-744 (2010).
  23. Colacino, F. M., Moscato, F., Piedimonte, F., Arabia, M., Danieli, G. A. Left ventricle load impedance control by apical VAD can help heart recovery and patient perfusion: a numerical study. Asaio Journal. 53 (3), 263-277 (2007).
  24. Gu, K., et al. Lumped parameter model for heart failure with novel regulating mechanisms of peripheral resistance and vascular compliance. Asaio Journal. 58 (3), 223-231 (2012).
  25. Suga, H., Sagawa, K., Kostiuk, D. P. Controls of ventricular contractility assessed by pressure-volume ratio, Emax. Cardiovascular Research. 10 (5), 582-592 (1976).
  26. Fernandez de Canete, J., Saz-Orozco, P. d, Moreno-Boza, D., Duran-Venegas, E. Object-oriented modeling and simulation of the closed loop cardiovascular system by using SIMSCAPE. Computers in Biology and Medicine. 43 (4), 323-333 (2013).
  27. Heldt, T., Shim, E. B., Kamm, R. D., Mark, R. G., et al. Computational modeling of cardiovascular response to orthostatic stress. Journal of Applied Physiology. 92 (3), 1239-1254 (2002).
  28. Granegger, M., et al. A Valveless Pulsatile Pump for the Treatment of Heart Failure with Preserved Ejection Fraction: A Simulation Study. Cardiovascular Engineering and Technology. 10 (1), 69-79 (2019).
  29. Hay, I., Rich, J., Ferber, P., Burkhoff, D., Maurer, M. S. Role of impaired myocardial relaxation in the production of elevated left ventricular filling pressure. American Journal of Physiology-Heart and Circulatory Physiology. 288 (3), 1203-1208 (2005).
  30. Kadry, K., et al. Biomechanics of diastolic dysfunction: a one-dimensional computational modeling approach. American Journal of Physiology-Heart and Circulatory Physiology. 319 (4), 882-892 (2020).
  31. Luo, C., Ramachandran, D., Ware, D. L., Ma, T. S., Clark, J. W. Modeling left ventricular diastolic dysfunction: classification and key indicators. Theoretical Biology & Medical Modelling. 8, 14 (2011).
  32. Burkhoff, D., et al. Left atrial decompression pump for severe heart failure with preserved ejection fraction: theoretical and clinical considerations. JACC: Heart Failure. 3 (4), 275-282 (2015).
  33. Ahmad Bakir, A., Al Abed, A., Stevens, M. C., Lovell, N. H., Dokos, S. A Multiphysics Biventricular Cardiac Model: Simulations With a Left-Ventricular Assist Device. Frontiers in Physiology. 9 (1259), (2018).
  34. Genet, M., Lee, L. C., Baillargeon, B., Guccione, J. M., Kuhl, E. Modeling pathologies of diastolic and systolic heart failure. Annals of Biomedical Engineering. 44 (1), 112-127 (2016).
  35. Sack, K. L., et al. Investigating the Role of Interventricular Interdependence in Development of Right Heart Dysfunction During LVAD Support: A Patient-Specific Methods-Based Approach. Frontiers in Physiology. 9 (520), (2018).
  36. Baillargeon, B., et al. Human cardiac function simulator for the optimal design of a novel annuloplasty ring with a sub-valvular element for correction of ischemic mitral regurgitation. Cardiovascular Engineering and Technology. 6 (2), 105-116 (2015).
  37. Sack, K. L., et al. Partial LVAD Restores Ventricular Outputs and Normalizes LV but not RV Stress Distributions in the Acutely Failing Heart in Silico. The International Journal of Artificial Organs. 39 (8), 421-430 (2016).
  38. Baumgartner, H., et al. Echocardiographic assessment of valve stenosis: EAE/ASE recommendations for clinical practice. Journal of the American Society of Echocardiography. 22 (1), 1-23 (2009).
  39. Rajani, R., Hancock, J., Chambers, J. The art of assessing aortic stenosis. Heart. 98, 14 (2012).
  40. Vahanian, A., et al. Guidelines on the management of valvular heart disease: The Task Force on the Management of Valvular Heart Disease of the European Society of Cardiology. European Heart Journal. 28 (2), 230-268 (2007).
  41. Matiwala, S., Margulies, K. B. Mechanical approaches to alter remodeling. Current Heart Failure Reports. 1 (1), 14-18 (2004).
  42. NIH Clinical Trials Registry. ImCardia for DHF to Treat Diastolic Heart Failure (DHF) Patient a Pilot Study (ImCardia). , (2011).

Tags

Mühendislik Sayı 168 Topaklanmış parametre modeli Windkessel modeli sonlu eleman modeli canlı kalp modeli kardiyovasküler sistem aort darlığı kalp yetmezliği korunmuş ejeksiyon fraksiyonu ile kalp yetmezliği HFpEF
Korunmuş Ejeksiyon Fraksiyonu ile Kalp Yetmezliğinin Topaklanmış Parametre ve Sonlu Eleman Modellemesi
Play Video
PDF DOI DOWNLOAD MATERIALS LIST

Cite this Article

Rosalia, L., Ozturk, C., Roche, E.… More

Rosalia, L., Ozturk, C., Roche, E. T. Lumped-Parameter and Finite Element Modeling of Heart Failure with Preserved Ejection Fraction. J. Vis. Exp. (168), e62167, doi:10.3791/62167 (2021).

Less
Copy Citation Download Citation Reprints and Permissions
View Video

Get cutting-edge science videos from JoVE sent straight to your inbox every month.

Waiting X
Simple Hit Counter