Waiting
Login processing...

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

Engineering

מידול רכיבים מקופחים ואלמנטים סופיים של אי ספיקת לב עם שבר פליטה משומר

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

עבודה זו מציגה שני מודלים חישוביים של אי ספיקת לב עם שבר פליטה משומר המבוסס על גישת פרמטר גוש וניתוח אלמנט סופי. מודלים אלה משמשים כדי להעריך את השינויים בהמודינמיקה של החדר השמאלי ואת כלי הדם הקשורים הנגרמת על ידי עומס לחץ ותאימות חדרית מופחתת.

Abstract

מאמצים מדעיים בתחום מידול חישובי של מחלות לב וכלי דם התמקדו בעיקר באי ספיקת לב עם שבר פליטה מופחת (HFrEF), המשקיף באופן נרחב על אי ספיקת לב עם שבר פליטה משומר (HFpEF), שהפך לאחרונה לצורה דומיננטית של אי ספיקת לב ברחבי העולם. מונע על ידי מחסור של HFpEF בייצוגים silico, שני מודלים חישוביים שונים מוצגים במאמר זה כדי לדמות את המודינמיקה של HFpEF הנובע עומס לחץ חדרי שמאלי. ראשית, פותח מודל פרמטרים גושיים מונחה אובייקטים באמצעות פותר מספרי. מודל זה מבוסס על רשת אפס מימדית (0D) דמוית Windkessel, התלויה בתכונות הגיאומטריות והמכניות של האלמנטים המכוננים ומציעה את היתרון של עלויות חישוביות נמוכות. שנית, חבילת תוכנה לניתוח אלמנטים סופיים (FEA) נוצלה ליישום סימולציה רב-ממדית. מודל FEA משלב מודלים תלת מימדיים (תלת מימדיים) של תגובת לב אלקטרו-מכנית, עיוותים מבניים ומודינמיקה מבוססת חלל נוזלים ומשתמש במודל פרמטרים פשוטים כדי להגדיר את פרופילי חילופי הזרימה בין חללי נוזלים שונים. באמצעות כל גישה, הן השינויים ההמודינמיים החריפים והכרוניים בחדר השמאלי והן בכלי הדם הפרוקסימליים הנובעים מעומס לחץ מדומים בהצלחה. באופן ספציפי, עומס לחץ היה מודל על ידי הפחתת שטח פתח של שסתום אבי העורקים, בעוד שיפוץ כרוני היה מדומה על ידי הפחתת התאימות של הקיר החדר השמאלי. בהתאם לספרות המדעית והקלינית של HFpEF, תוצאות משני הדגמים מראות (i) עלייה חדה של שיפוע לחץ טראנסאורטי בין החדר השמאלי לבין אבי העורקים וירידה בנפח השבץ ו-(ii) ירידה כרונית בנפח החדר השמאלי של סוף הדיאסטולי, המעידה על תפקוד דיאסטולי לקוי. לבסוף, מודל FEA מדגים כי הלחץ בשריר הלב HFpEF הוא גבוה להפליא מאשר ברקמת הלב בריא לאורך כל מחזור הלב.

Introduction

אי ספיקת לב היא הגורם המוביל למוות ברחבי העולם, אשר מתרחשת כאשר הלב אינו מסוגל לשאוב או למלא כראוי כדי לשמור על קשר עם הדרישות המטבוליות של הגוף. שבר הפליטה, כלומר, הכמות היחסית של הדם המאוחסן בחדר השמאלי הנפלט עם כל התכווצות משמש קלינית לסיווג אי ספיקת לב לאי ספיקת לב (i) עם שבר פליטה מופחת (HFrEF) ו- (ii) אי ספיקת לב עם שבר פליטה משומר (HFpEF), עבור שברי פליטה פחות או יותר מ - 45%, בהתאמה1,2,3. הסימפטומים של HFpEF מתפתחים לעתים קרובות בתגובה לעומס לחץ החדר השמאלי, אשר יכול להיגרם על ידי מספר תנאים כולל היצרות בחי העורקים, יתר לחץ דם, ואת חסימת דרכי זרימת החדר השמאלי3,4,5,6,7. עומס לחץ מניע מפל של סטיות מולקולריות ותאית, המוביל עיבוי של הקיר החדר השמאלי (שיפוץ קונצנטרי) ובסופו של דבר, להקשיח קיר או אובדן תאימות8,9,10. שינויים ביומכניים אלה משפיעים עמוקות על המודינמיקה קרדיווסקולרית כפי שהם גורמים מערכת יחסים מוגבהת של נפח הלחץ הסופי דיאסטולי ובהפחתה של נפח סוף דיאסטולי11.

מידול חישובי של מערכת הלב וכלי הדם קידם את ההבנה של לחץ דם וזרימות הן פיזיולוגיה ומחלות וטיפח את הפיתוח של אסטרטגיות אבחון וטיפול12. במודלים silico מסווגים מודלים נמוכים או גבוהים, עם לשעבר ניצול שיטות אנליטיות כדי להעריך תכונות המודינמיות גלובליות עם ביקוש חישובי נמוך והאחרון מתן תיאור רב-ממדי ורב-תחומי נרחב יותר של מכניקת לב וכלי דם המודינמיקה בתחום 2D או 3D13. ייצוג וינדקסל עם הפרמטרים הגושיים הוא הנפוץ ביותר בקרב התיאורים הנמוכים-ממדיים. בהתבסס על אנלוגיית המעגל החשמלי (חוק אוהם), זה מחקה את ההתנהגות המודינמית הכוללת של מערכת הלב וכלי הדם באמצעות שילוב של אלמנטים התנגדותיים, קיבוליים, השראתיים14. מחקר שנערך לאחרונה על ידי קבוצה זו הציע מודל וינדקסל חלופי בתחום ההידראולי המאפשר מידול של שינויים בגיאומטריה ומכניקה של תאי לב כלי גדולים ושסתומים- באופן אינטואיטיבי יותר מאשר מודלים אנלוגיים חשמליים מסורתיים. סימולציה זו מפותחת על פותר מספרי מונחה עצמים (ראה טבלה של חומרים) והוא יכול ללכוד את המודינמיקה נורמלית, השפעות פיזיולוגיות של צימוד cardiorespiratory, זרימת דם מונחה נשימה בפיזיולוגיה של לב אחד, ושינויים המודינמיים עקב התכווצות העורקים. תיאור זה מרחיב את היכולות של מודלים עם פרמטרים גושיים על ידי הצעת גישה אינטואיטיבית פיזית לדגם ספקטרום של תנאים פתולוגיים כולל אי ספיקת לב15.

מודלים מימדיים גבוהים מבוססים על FEA לחישוב המודינמיקה מרחבית ואינטראקציות מבנה נוזלים. ייצוגים אלה יכולים לספק תיאורים מפורטים ומדויקים של שדה זרימת הדם המקומי; עם זאת, בשל היעילות החישובית הנמוכה שלהם, הם אינם מתאימים למחקרים של עץ הלב וכלי הדם כולו16,17. חבילת תוכנה (ראה טבלת החומרים)הועסקה כפלטפורמת FEA מדויקת אנטומית של הלב האנושי הבוגר בן 4 התאים, המשלבת את התגובה האלקטרו-מכנית, העיוותים המבניים וההמודינמיקה המבוססת על חלל נוזלים. מודל הלב האנושי המותאם כולל גם מודל פשוט של פרמטרים גושיים המגדיר את חילופי הזרימה בין חללי הנוזלים השונים, כמו גם אפיון מכני מלא של רקמת הלב18,19.

מספר מודלים של אי ספיקת לב גובשו כדי ללכוד חריגות המודינמיות ולהעריך אסטרטגיות טיפוליות, במיוחד בהקשר של מכשירי סיוע מכניים במחזור הדם עבור HFrEF20,21,22,23,24. מערך רחב של מודלים 0D גושי פרמטרים של מורכבויות שונות ולכן בהצלחה כבש את המודינמיקה של הלב האנושי בתנאים פיזיולוגיים ו HFrEF באמצעות אופטימיזציה של שתיים או שלושה אלמנטים אנלוגי חשמלי Windkessel מערכות20,21,23,24. רוב הייצוגים הללו הם מודלים יוניים או דו-חדריים המבוססים על ניסוח זמן משתנה-elastance כדי לשחזר את הפעולה ההתכווצות של הלב ולהשתמש ביחסי נפח לחץ לא ליניארי סוף דיאסטולי כדי לתאר מילוי חדרי25,26,27. מודלים מקיפים, הלוכדים את רשת הלב וכלי הדם המורכבת ומחקים הן את פעולת השאיבה האסטראלית והן את פעולת השאיבה בחדר, שימשו כפלטפורמות לבדיקות מכשירים. עם זאת, למרות גוף משמעותי של ספרות קיים סביב השדה של HFrEF, מעט מאוד במודלים silico של HFpEF הוצעו20,22,28,29,30,31.

מודל מימדי נמוך של המודינמיקה HFpEF, שפותחה לאחרונה על ידי Burkhoff et al.32 ו Granegger et al.28, יכול ללכוד את נפח הלחץ (PV) לולאות של הלב 4 תאים, סיכום מלא של המודינמיקה של פנוטיפים שונים של HFpEF. יתר על כן, הם מנצלים שלהם בפלטפורמת silico כדי להעריך את ההיתכנות של מכשיר מחזור הדם מכני עבור HFpEF, מחקר חישובי חלוצי של HFpEF למחקרים פיזיולוגיים, כמו גם פיתוח מכשיר. עם זאת, מודלים אלה אינם מסוגלים ללכוד את השינויים הדינמיים בזרימות הדם ואת הלחצים שנצפו במהלך התקדמות המחלה. מחקר שנערך לאחרונה על ידי Kadry et al.30 לוכד את הפנוטיפים השונים של תפקוד דיאסטולי על ידי התאמת הרפיה פעילה של שריר הלב ואת הנוקשות הפסיבית של החדר השמאלי על מודל מימדי נמוך. עבודתם מספקת ניתוח המודינמי מקיף של תפקוד דיאסטולי המבוסס הן על המאפיינים הפעילים והן על המאפיינים הפסיביים של שריר הלב. באופן דומה, הספרות של מודלים מימדיים גבוהים התמקדה בעיקר HFrEF19,33,34,35,36,37. Bakir et al.33 הציע דגם FEA של נוזל לב משולב במלואו כדי לחזות את הפרופיל המודינמי HFrEF ואת היעילות של מכשיר סיוע חדרי שמאלי (LVAD). מודל דו-חדרי זה (או דו-תאי) השתמש במעגל וינדקסל משולב כדי לדמות את המודינמיקה של הלב הבריא, HFrEF ו- HFrEF עם תמיכה LVAD33,37.

באופן דומה, סאק ואח '35 פיתחו מודל דו-חדרי כדי לחקור תפקוד לקוי של חדרי ימין. הגיאומטריה הדו-חדרית שלהם התקבלה מנתוני הדמיית התהודה המגנטית (MRI) של המטופל, ורשת היסוד הסופית של הדגם נבנתה באמצעות פילוח תמונה כדי לנתח את המודינמיקה של חדר ימני כושל35הנתמך על ידי VAD . ארבעה תאים FEA גישות לב פותחו כדי לשפר את הדיוק של מודלים של ההתנהגות האלקטרומכנית של הלב19,34. בניגוד לתיאורים דו-חדריים, מודלים של ארבעה תאים שמקורם ב- MRI של הלב האנושי מספקים ייצוג טוב יותר של האנטומיה הקרדיווסקולרית18. מודל הלב המועסקים בעבודה זו הוא דוגמה מבוססת למודל FEA בן ארבעה תאים. שלא כמו מודלים FEA עם פרמטרים גושיים וביונטריקולריים, ייצוג זה לוכד שינויים המודינמיים כפי שהם מתרחשים במהלך התקדמות המחלה34,37. Genet et al.34, למשל, השתמש באותה פלטפורמה כדי ליישם מודל צמיחה מספרי של השיפוץ שנצפה ב- HFrEF ו- HFpEF. עם זאת, מודלים אלה להעריך את ההשפעות של היפרטרופיה לב על מכניקה מבנית בלבד ואינם מספקים תיאור מקיף של המודינמיקה הקשורים.

כדי לטפל בהיעדר HFpEF במודלים silico בעבודה זו, מודל הפרמטרים גוש שפותח בעבר על ידי קבוצה זו15 ואת מודל FEA נקראו מחדש כדי לדמות את הפרופיל המודינמי של HFpEF. למטרה זו, היכולת של כל דגם לדמות המודינמיקה לב וכלי דם בבסיס תודגם לראשונה. ההשפעות של היצרות הנגרמת על ידי היצרות עומס לחץ חדרי שמאלי של ציות חדרי שמאל מופחת עקב שיפוץ לב-סימן היכר טיפוסי של HFpEF-לאחר מכן יוערך.

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Protocol

1. מודל 0D עם פרמטרים גושיים

  1. כיוונון הדמיה
    הערה: בסביבת פותר המספרים (ראו טבלת החומרים),בנו את התחום כפי שמוצג באיור 1. זה מורכב מהלב בן 4 התאים, פלג הגוף העליון, הבטן, פלג הגוף התחתון ותאי בית החזה, כמו גם את כלי הדם הפרוקסימליים, כולל כאבי העורקים, עורק הריאה וקאווה הוורידים העליונים וההנחותים. הרכיבים הסטנדרטיים המשמשים בסימולציה זו הם חלק מהספריה ההידראולית המוגדרת כברירת מחדל. פרטים ניתן למצוא בקבצים משלימים.
    1. נווט בספריית ההידראוליקה כדי למצוא את האלמנטים הדרושים: צינור הידראולי, תא הידראולי בנפח קבוע, התנגדות ליניארית, משאבה צנטריפוגלית, שסתום בדיקה, פתח אזור משתנה, והנוזל ההידראולי המותאם אישית.
      1. זרוק את רכיבי הצינור ההידראולי לסביבת העבודה.
        הערה: אלה מסבירים הפסדים חיכוך, כמו גם תאימות לקיר ודחיסת נוזלים בכלי הדם ובתאי הלב. דרך בלוק זה, אובדן הלחץ מחושב באמצעות חוק דארסי-וייסבך, ואילו השינוי בקוטר עקב עמידה בקיר תלוי בקבוע מידתיות הציות, הלחץ הזוהר וקבוע הזמן. לבסוף, דחיסת נוזלים מוגדרת על ידי מודולוס בתפזורת של המדיום.
      2. הכנס את רכיבי התא ההידראוליים של נפח קבוע כדי להגדיר תאימות קיר ודחיסה נוזלית.
        הערה: בלוק זה אינו לוקח בחשבון הפסדי לחץ עקב חיכוך.
      3. הוסף את רכיבי ההתנגדות הליניארית כדי להגדיר התנגדות לזרימה.
        הערה: זה אינו תלוי במאפיינים הגיאומטריים של כלי הדם, באנלוגיה לאלמנט ההתנגדות המשמש בדגמי וינדקסל אנלוגיים חשמליים. בלוקים אחרים, כגון משאבת הצנטריפוגל, שסתום הבדיקה, פתח האזור המשתנה, ואת יסודות נוזל הידראולי מותאם אישית צריך להיות מוכנס כדי ליצור את קלט הלחץ הרצוי למערכת, מודל ההשפעות של שסתומי לב על זרימת הדם, ולהגדיר את המאפיינים המכאניים של הדם. באמצעות אלמנטים אלה, ההתנהגות של מערכת הלב וכלי הדם הן פיזיולוגיה ומחלות ניתן ללכוד באופן מלא. את אות הקלט של המשאבה הצנטריפוגלית ניתן למצוא באיור S1A.
      4. דגם את ההתכווצות של כל תא לב באמצעות רכיב תא תאימות מותאם אישית של תאימות משתנה.
        הערה: פעולה זו מקבלת תאימות כאות קלט מוגדר על-ידי המשתמש המשתנה בזמן ומבוססת על מודל האלסטיות המשתנה בזמן (איור S1B-D).
    2. ספק את הפרמטרים ביחס לכל רכיב, כפי שמוצג בטבלה S1, שנמצא גם ב- Rosalia et al.15
    3. הכנס רכיב רצף חוזר של אות פיזי (PS) עבור כל אחד מהבלוקים הדורשים אות קלט משתנה-זמן המוגדר על-ידי המשתמש: משאבת LV, רכיבי תאימות התאימות המשתנה ובלוקי הפתח של אזור המשתנה.
      הערה: אותות קלט המשמשים להדמיה זו ניתן למצוא באיור S1.
    4. בחר את פותר ברירת המחדל ODE 23t משתמע ולהפעיל את הסימולציה עבור 100 s כדי להגיע למצב יציב.

2. דגם FEA

  1. כיוונון הדמיה
    הערה: דגם FEA משתמש בניתוח חשמלי-מכני מצמדי ברצף. במודל זה, הניתוח החשמלי מתבצע תחילה; אז הפוטנציאלים החשמליים וכתוצאה מכך משמשים כמקור עירור בניתוח המכני הבא. לכן, הגדרת ההדמיה מכילה שני תחומי עבודה: התחומים החשמליים (ELEC) והתחומים המכניים (MECH), המוגדרים מראש בתוכנת הדמיית FEA (טבלת החומרים)18. לפיכך, הסעיף הבא מתאר רק את זרימת העבודה של הניתוח. מודל FEA משתמש ברוטינות המשתמש הבאות HETVAL, VUANISOHYPER ו- UAMP עבור מידול חומר חשמלי ומכאני18.
    1. נווט בתחום ELEC כדי לבצע ניתוח חשמלי באמצעות פרוצדורת הטמפרטורה המוגדרת מראש במודול הרגיל.
      1. השתמש בשלב ניתוח יחיד בשם BEAT. הגדר את משך מחזור הלב ל- 500 אלפיות השנייה והחל דופק פוטנציאלי חשמלי על קבוצת צמתים המייצגת את צומת הסינוטריאלי (SA) (ערכת צומת: R_Atrium-1.SA_NODE).
      2. סקור את צורת הגל החשמלית המוגדרת כברירת מחדל, הנעה בין -80 mV ל- 20 mV מעל 200 אלפיות השנייה עם הגדרת משרעת הצעד החלקה, כמתואר במדריך הדגם18. השתמש בערכי ברירת המחדל של קבועי חומרים בניתוח החשמלי כדי להתאים את השהיית AV.
      3. הפעל את מודול המשימה, וצור עבודה בשם heart-elec.
    2. לאחר השלמת הגדרת הניתוח החשמלי, נווט בתחום MECH כדי לבצע את הניתוח המכני המבוסס על חלל הנוזלים.
      הערה: הסימולציה המכנית מבוצעת לאחר הניתוח החשמלי, והפוטנציאל החשמלי שנוצר משמש כמקור העירור לניתוח המכני. הניתוח המכני מכיל מספר שלבים.
      1. השתמש בשלושת השלבים העיקריים הנקראים PRE-LOAD, BEAT1 ו- RECOVERY1. בשלב PRE-LOAD, סקור את תנאי הגבול של מצב הלב שלפני הלחץ. השתמש 0.3 s כזמן הצעד כדי להגביר באופן ליניארי את הלחץ בתאי הנוזלים.
        הערה: ערכי לחץ חלל הנוזל המוגדרים מראש מוצגים בטבלה S3. המצב המודגש מראש של הלב כבר הוגדר בהגדרת הדמיית הלב הרגילה, ותנאי הצומת הראשוניים מסופקים בקבצי הסימולציה החיצוניים, כמפורט בטבלה S5. חישוב מחדש של מצב אפס מתח באמצעות הדמיה מכנית הפוכה נדרש בכל פעם שמצב הגבול משתנה, כפי שמוסבר בשלבים 3.2.2-3.2.4.
      2. בשלב BEAT1, השתמש ב- 0.5 שניות כזמן הצעד כדי לדמות התכווצות.
      3. בשלב RECOVERY1, בחר 0.5 שניות להרפיה לבבית ומילוי חדרי לקצב לב של 60 לדקה.
      4. אפשר את השלבים הבאים, BEATX ו RECOVERYX, כדי לדמות יותר ממחזור לב אחד כדי להגיע למצב יציב.
        הערה: שלושה מחזורי לב יספיקו כדי להגיע למצב יציב. מחזור אחד של הסימולציה הושלם ~ 8 שעות על מעבד 24 ליבות (3.2 GHz x 24).
      5. הפעל את מודול המשימה וצור משימה בשם heart-mech, המאפשרת את אפשרות הדיוק הכפול.
  2. סקירת מודל Windkessel עם הפרמטרים המפושטים
    הערה: לתחום המכני של מודל FEA יש מודל זרימת דם, המבוסס על מעגל פרמטרים פשוטים יותר והוא נוצר כשילוב של חללי נוזלים מבוססי פני השטח וחילופי נוזלים כפי שניתן לראות באיור 218.
    1. השתמש בייצוג Windkessel המוזכר בהערה לעיל כדי להפעיל את הסימולציה. סקור את ייצוג מודל זרימת הדם כדי להתאים את הערכים של האלמנטים ההתנגדותיים והיבוליים עבור התנגדויות זרימה ותאימות מבנית, בהתאמה.
    2. סקור את ייצוג האלמנט הסופי תלת-ממדי של ארבעה תאי לב, וודא שהעמדות הגיאומטריות שלהם מדויקות.
    3. בדוק את מכלול הלב ועבור למודול האינטראקציה כדי להתאים את ערכי התאימות וההתכווצות של כל אחד מארבעת תאי הלב.
      הערה: ערכי ברירת המחדל במודול האינטראקציה מוגדרים לדמות מחזור פעימות לב אנושי בריא אידיאלי18.
    4. סקור את חללי הנוזלים ההידרוסטטיים הבאים במודול האינטראקציה, CAV-AORTA, CAV-LA, CAV-LV, CAV-PULMONARY_TRUNK, CAV-RA, CAV-RV, CAV-SVC, CAV-ARTERIAL-COMP, CAV-PULMONARY-COMP ו- CAV-VENOUS-COMP (טבלה S3).
    5. השתמש בתאי התאימות (CAV-ARTERIAL-COMP, CAV-PULMONARY-COMP ו- CAV-VENOUS-COMP) כנפחים מעוקבים כפי שהם מייצגים את התאימות של מחזורי הדם העורקיים, הוורידיים והריאתיים.
    6. צרף שלושה כרכים מעוקבים ציות למעיין מקורקע, וסקור את ערך הנוקשות כדי לדגמן את תגובת נפח הלחץ במחזורי העורקים, הוורידים והריאתיים.
    7. בדוק את ההגדרות הבאות של חילופי נוזלים בין חללי הנוזלים ההידרוסטטיים: אטריום עורקי-ורידי- ימני, חדר אטריום ימני ימני, מערכת ריאות-חדר ימנית, אטריום מערכת ריאות-שמאל, חדר אטריום שמאלי-שמאלי, ואבי העורקים השמאלי(שולחן S4).
    8. התאם את מקדם ההתנגדות הצמיגית כדי לשנות את מודל זרימת הדם בכל קישור חילופי נוזלים (ראה קבצים משלימים לקבלת מידע נוסף על אפקט ההתנגדות הצמיג).
  3. הדמיית מולטיפיזיקה
    1. אתר את קובץ מסד הנתונים של CAE בספריית העבודה.
      הערה: מודל FEA בפרוטוקול זה מועבר במסד הנתונים ונקרא LH-אדם-מודל-בטא-V2_1.cae.
    2. הוסף את קבצי הקלט, האובייקט והספריה לספריית העבודה כדי להפעיל את ההדמיה. ראה טבלה S5 לקבלת הרשימה המלאה של קבצי קלט וספריה.
    3. הפעל את תוכנת הסימולציה של דגם FEA (ראה טבלת החומרים).
      הערה: התייעץ עם ספק התוכנה לקבלת תאימות עםגירסאות מאוחרות יותר 18.
    4. סקור את תנאי החלקים, ההרכבה והגבולות הן בתחומים ELEC והן בתחום MECH, כמתואר בסעיפים 2.2 ו- 2.3.
    5. ראשית, הפעל את עבודת הסימולציה החשמלית בשם heart-elec, כמתואר בסעיף 2.1.1.3. בדוק חזותית את התוצאות הפוטנציאליות החשמליות כדי לוודא שהסימולציה של האלך הלב פעלה כצפוי. לאחר מכן, ודא שקובץ התוצאה heart-elec.odb נמצא בספריית העבודה.
    6. מעבר לשלב הסימולציה השני על-ידי מעבר לקבוצת המחשבים של MECH. סקור את הערכים של הקבועים החומריים המשמשים בסימולציה המכנית כדי לדגמן את תגובת הלב הפסיבית והאקטיבית הרצויה.
    7. ודא שקבצי ספריית החומרים עבור הניתוח המכני משתמשים בשם המחרוזת HYBRID- . כדי לשנות את התגובה החומרית של תאי הלב, התאם את קובץ החומר ההיברידי המתאים, או החלף את תגובת החומר כולה על-ידי הגדרת אופן פעולה חומרי חדש במקטע חומרים במודול CAE.
      הערה: מידע מפורט על החוקים המכונן המובנים ניתן למצוא במדריך למשתמש18.
    8. בשלב PRE-LOAD, הגדר את הלחצים של חללים הידרוסטטיים כדי להשיג את ההתנהגות הפיזיולוגית הרצויה. השתמש באפשרות משרעת חלקה מובנית כדי לעלות מאפס לרמת הלחץ הרצויה כמתואר בשלב 2.1.2.1.
    9. להשבית את תנאי גבול הלחץ המוגדרים 2.1.2.1 כדי להפעיל את מודל זרימת הדם עם נפח דם כולל קבוע בתוך מערכת זרימת הדם. הפעל את משימת הסימולציה בשם לב-mech, כמתואר בסעיף 2.1.2.5.

3. היצרות שסתום אבי העורקים

הערה: היצרות האב העורקים היא לעתים קרובות נהג של HFpEF כפי שהוא מוביל עומס לחץ ובסופו של דבר, כדי שיפוץ קונצנטרי ואובדן תאימות של הקיר החדר השמאלי. המודינמיקה נצפתה היצרות האב העורקים לעתים קרובות להתקדם לאלה לראות HFpEF.

  1. מודל הפרמטרים הגושיים
    1. שנה את אות הקלט באלמנט הרצף החוזר של PS יחסית לשסתום אבי העורקים, הממוקם בתא החדר השמאלי. הדמיית הפחתה של אזור הפתח השווה ל- 70% בהשוואה לקו הבסיס (Table S6).
      הערה: ערכי הקלט ייצגו את אזור הפתח של שסתום הסטנוטי במהלך כל פעימות לב. ניתן להתאים בקלות את ערך אזור הפתח על-ידי הכפלת וקטור ערכי פלט ההתחלה של רכיב PS שסתום אבי העורקים על-ידי ערך עשרוני המתאים לאזור הפתח הסופי ביחס לערך המקורי שלו. בעבודה זו, גורם של 0.3 שימש כדי להשיג 70% התכווצות.
  2. מודל FEA
    1. שנה את הגדרת חילופי הנוזלים של הפרמטר LINK-LV-ARTERIAL.
      הערה: פרמטר זה בעל מקדם התנגדות צמיג מכוון לזרימת הדם בין החדר השמאלי לבין העורקים. ניתן לשנות את אזור ההחלפה היעיל כדי להתאים את זרימת הדם וליצור את מודל היצרות העורקים המתאים (טבלה S7).
    2. אתר את תיקיית ארגז הכלים והעתק את הקבצים בתוך תיקיה זו לספריית העבודה הראשית.
    3. בצע הדמיה מכנית הפוכה על ידי ביצוע קבצי ארגז הכלים18. לצורך כך, לשנות את לחצי היניקה של החדר השמאלי והשאיר אטריום ל 6 מ"מ/ג בחלל הנוזלים כדי להתאים את מצב הנפח הראשוני שלהם לדגם היצרות אב העורקים. ביצוע פונקציית inversePreliminary.py.
      הערה: חישוב מחדש של מצב אפס מתח באמצעות הדמיה מכנית הפוכה נדרש בכל פעם שמצב הגבול משתנה.
    4. לאחר השלמת הסימולציה המכנית ההופכית, הפעל את הפונקציות שלאחר העיבוד: calcNodeCoords.py straight_mv_chordae.py. השתמש בערכי ברירת המחדל עבור פרמטרי הזרימה האחרים והפעל הדמיה מכנית חדשה כמתואר בסעיף 2.1.2.5.

4. המודינמיקה HFpEF

הערה: כדי לדמות את ההשפעות של שיפוץ כרוני, התכונות המכאניות של הלב השמאלי שונו.

  1. מודל הפרמטרים הגושיים
    1. שנה את התאימות הדיאסטולית החדרית השמאלית של רכיב התאימות של LV כדי לחקות התקשות בקיר עקב עומס לחץ, תוך שימוש בערך התאימות הדיאסטולית הסופית בטבלה S8.
      הערה: הנח תאימות כדי לרדת באופן ליניארי מקצה-סיסול ל- end-diastole.
    2. להגביר את התנגדות הדליפה של משאבת LV ל 18 × 106 Pam-3 (שולחן S8) כדי ללכוד את הלחצים החדר השמאליים המוגבהים שנצפו ב- HFpEF.
  2. מודל FEA
    1. ערוך את מאפייני החומר הפעילים של הגיאומטריה של החדר השמאלי. הגדל את רכיב הנוקשות כדי לכוונן את תגובת הרקמה הפעילה המשפיעה על מרכיבי הלחץ בכיווני הסיבים והסדין במודל המכונן.
      1. שנה את התגובה החומרית של החדר השמאלי בקובץ mech-mat-LV_ACTIVE.
        הערה: ניתן לכוונן את עוצמת הנוקשות עבור תא החדר השמאלי כדי לספק את השפעות התאימות הדיאסטוליות המתאימות.
      2. הגדל את הפרמטרים נוקשות a ו- b בניסוח hyperelastic anisotropic כדי ללכוד את תגובת נוקשות מוגברת עבור הפיזיולוגיה HFpEF.
      3. בשלב PRE-LOAD, הגדר את לחצי חלל הנוזלים של החדר השמאלי והשאיר את האטריום ל-20 מ"מ-היג.
      4. בצע סימולציה מכנית הפוכה כדי להשיג את המצב הנפחי של החדר השמאלי והאטריום. ייצאו את הקואורדינטות הנודאליות מקובץ heart-mech-inverse.odb 18.
      5. בצע את הפונקציות שלאחר העיבוד: calcNodeCoords.py straight_mv_chordae.py, כמתואר בשלב 3.2.4. אתר את קבצי הקלט הנודאלי החדשים בספריית העבודה ובצע הדמיה מכנית חדשה, כמתואר בסעיף 2.1.2.5.

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Representative Results

תוצאות הסימולציות הבסיסיות מודגמות באיור 3. זה מתאר את צורות הגל של הלחץ והנפח של החדר השמאלי ושל אב העורקים (איור 3A)כמו גם את לולאת PV החדר השמאלית (איור 3B). השניים במודלים של סיליקו מראים המודינמיקה דומה של חדרי העורקים והשמאל, שנמצאים בטווח הפיזיולוגי. הבדלים קלים בתגובה החזויה על ידי שתי הפלטפורמות ניתן להבחין במהלך שלבי ריקון ומילוי חדרית, שבו לא ליניאריות נלכדים טוב יותר על ידי מודל FEA לעומת פלטפורמת הפרמטרים הגושיים. בפיזיולוגיה, השפעות לא ליניאריות כאלה נובעות בעיקר כתוצאה מהתגובה ההיפר-לסטית של רקמת הלב ולכן משוחזרות בצורה מדויקת יותר על ידי מודלים חישוביים רב-תחומיים וסדר גבוה18.

המודינמיקה חדרית וקבלתית הושגו עבור היצרות בגור העורקים, כמו זה מוביל לעתים קרובות עומס לחץ חדרי שמאלי ובסופו של דבר, להתפתחות של HFpEF. צורות גל לחץ ונפח בהפחתה של 70% של אזור פתח שסתום אבי העורקים מוצגות עבור שני הדגמים באיור 4. היצרות הביאה הדרגתי לחץ גבוה על פני שסתום אבי העורקים. עבור היצרות של 70% שנחשבת בעבודה זו, הושגו שיפוע לחץ טראנסאורטי שיא של 41 מ"מ-ח"ג ו-54 מ"מ-היג עם הפרמטר הגושי (איור 4A)ודגמי FEA (איור 4B), בהתאמה. וריאציה מתונה זו נובעת ככל הנראה כתוצאה נוספת של היעדר משוואה מכוננת המגדירה את המאפיינים החומריים של רקמת הלב במודל הפרמטרים הגושיים, שבו תאימות מוגדרת פשוט על ידי מערך של ערכים מספריים. מודל זה אינו לוכד אפוא אינטראקציות של מבנה נוזלים, שבמקום זאת מיוצגות במדויק על-ידי מודל FEA. עם זאת, התוצאות משני הדגמים עולות בקנה אחד עם האגודה האמריקאית של אקו לב (ASE) והאיגוד האירופי של אקו לב (EAE) סיווגים של היצרות שסתום אבי העורקים מתון, אשר מציינים שיא הדרגתי ארעי של 40-65 מ"מ כספית עבור התכווצות אבי העורקים של כ 60-75%38,39,40.

לולאות PV חדריות שמאליות בבסיס, היצרות של 70% בחי העורקים ושל HFpEF בעקבות התקשות הקיר החדרי מסוכמות באיור 5. דפוסים דומים ניתן לראות באיור 5A, המתאר את התוצאות ממודל הפרמטרים הגושיים, ובאיור 5B, המציג את המודינמיקה המתקבלת באמצעות FEA. לולאות PV אלה עולות בקנה אחד עם אלה בספרות המדעית והקלינית של HFpEF1,11,28,32. בפרט, שני הדגמים מסוגלים ללכוד את העלייה בלחץ החדר השמאלי הסיסטולי עקב העלייה בעומס שנגרם על ידי היצרות אב העורקים. יתר על כן, נפח סוף סיסטולי הוא גדל בלולאת PV היצרות, המוביל לירידה בעוצמת השבץ. לאחר שיפוץ ואובדן תאימות חדרית שמאלית, קשר נפח הלחץ הדיאסטולי הסופי (EDPVR) הופך להיות מוגבה, וכתוצאה מכך לחצים דיאסטוליים גבוהים יותר ונפחי קצה דיאסטוליים נמוכים יותר. תופעות אלה, אשר בשל חוסר היכולת של החדר השמאלי להירגע ולמלא כראוי, נלכדים בהצלחה על ידי לולאות HFpEF PV הן במודלים נמוכים והן במודלים מימדיים גבוהים.

כאינדיקציה נוספת לתפקוד דיאסטולי מופחת, הזרימה דרך השסתום המיטרלי מוצגת באיור S2, המדגיש הן את שלבי ההרפיה המוקדמת (E) והן את שלבי ההתכווצות הפטרונית (A). בהשוואה לפרופילים הנורמליים וההיצרות, זרימת HFpEF מאופיינת בשיא מעט גבוה יותר של זרימה מיטרלית E-phase וזרימת שיא A-phase מופחתת באופן משמעותי, המדגישה כי התקשות פסיבית של החדר השמאלי גורמת ליחס E/A גבוה, העולה בקנה אחד עם הספרות המדעית30. לבסוף, איור 6 מציג שינויים במפת הלחץ של שריר הלב בלבבות הנורמליים ובלבבות HFpEF במהלך סיסטולה ודיאסטולה. תצוגת הציר הארוך של החדר השמאלי ממחישה את התפלגות הלחץ הממוצעת הנפחית ומציגה לחצים גבוהים בלב HFpEF עקב אובדן אופייני של תאימות לחדר. מערכי בסיס של (61.1 ± 49.8) kPa ו- (0.51 ± 7.35) kPa עבור הלב הבריא במהלך שיא-סיסול (t = 0.2 s) ו- end-diastole (t = 1.0 s), בהתאמה, הלחץ הממוצע עלה בהתאמה (97.2 ± 205.7) kPa ו (2.69 ± 16.34) kPa ב- HFpEF, מה שמרמז כי השינויים המודינמיים שנצפו ב- HFpEF מושרשים בשינויים מבניים עמוקים המשפיעים על הלב הכושל.

Figure 1
איור 1: תחום של מודל פרמטר גושי נגזר אנטומית בפותר המספרי מונחה האובייקטים (ראה טבלת החומרים), המציג את הלב בן ארבעת התאים, את האב העורקים ואת פלג הגוף העליון, הבטן, פלג הגוף התחתון ומחזורי הדם הריאה. קיצורים: LV = החדר השמאלי; RV = החדר הימני; לוס אנג'לס = אטריום שמאלי; RA = אטריום ימני; R1 = התנגדות עורקית; R2 = התנגדות ורידית; C = תאימות; IVC: ורידים נחותים; SVC: ורידים מעולה. לחץ כאן כדי להציג גירסה גדולה יותר של איור זה.

Figure 2
איור 2: מודל ניתוח אלמנטים סופי של הלב האנושי. (A) ייצוג תלת-ממדי של מודל ניתוח היסוד הסופי של הלב האנושי. (B)ייצוג פשוט של מודל זרימת הדם במודל בשילוב עם מודלים החלפת נוזלים מבניים18. קיצורים: LV = החדר השמאלי; RV = החדר הימני; לוס אנג'לס = אטריום שמאלי; RA = אטריום ימני; Rאבי העורקים = התנגדות שסתום אבי העורקים; Rמיטרל = עמידות שסתום מיטרלי; Rריאתי = התנגדות שסתום ריאתי; Rtricuspid = התנגדות שסתום תלת-אופן; Cעורקי = תאימות עורקים מערכתית; מערכת R = התנגדות עורקית מערכתית; Cורידי = תאימות ורידית מערכתית, Rורידי = התנגדות ורידית מערכתית; Cריאתי = תאימות ריאתי; R מערכת ריאות = עמידות ריאתי. לחץ כאן כדי להציג גירסה גדולה יותר של איור זה.

Figure 3
איור 3: סימולציות בסיסיות וצורות גל בנפח לחץ עבור מודלי ניתוח האלמנטים הגושיים והסופיים של הלב האנושי. (A) לחץ חדרי שמאלי וצורות גל נפח ולחץ אב העורקים מחושב על ידי הפרמטר גושים ודגמי FEA בבסיס. (B) לולאת PV חדרית שמאלית שהושגה דרך שתי הפלטפורמות בבסיס. קיצורים: FEA = ניתוח אלמנט סופי; LV = חדר שמאלי; PV = נפח לחץ. לחץ כאן כדי להציג גירסה גדולה יותר של איור זה.

Figure 4
איור 4: לחץ חדרי שמאלי וצורות גל נפח ולחץ אבי העורקים מחושבים בהפחתה של 70% של אזור פתח שסתום אבי העורקים. (A) מודל פרמטרים גושיים, (B) מודל FEA. קיצורים: FEA = ניתוח אלמנט סופי; LV = חדר שמאלי. לחץ כאן כדי להציג גירסה גדולה יותר של איור זה.

Figure 5
איור 5: לולאות PV חדריות שמאליות של הלב הבריא, תחת עומס לחץ חריף הנגרם על ידי היצרות, ושל לב HFpEF בעקבות שיפוץ כרוני והתקשות. (A) גושי פרמטר, (B) מודלים FEA. קיצורים: EDPVRH = קשר נפח לחץ diastolic סוף בלב בריא מדומה; EDPVRHFpEF: קשר נפח לחץ דיאסטולי קצה בפיזיולוגיה HFpEF מדומה; PV - נפח לחץ; FEA = ניתוח אלמנט סופי. לחץ כאן כדי להציג גירסה גדולה יותר של איור זה.

Figure 6
איור 6: הלחץ של פון מיזס (ממוצע: 75%) בתנאים פיזיולוגיים ובלב HFpEF במהלך שיא-סיסול ודיאסטולה, כפי שחזו מודל FEA. מפות הצבעים מצביעות על רמות מתח ב- MPa. לחצים גבוהים יותר ניתן לראות ב- HFpEF (92.7-2.7 kPa) בהשוואה ללב הבריא (61.1-0.5 kPa) במהלך שיא-systole (t = 0.2 s) ו- end-diastole (t = 1.0 s). לחץ כאן כדי להציג גירסה גדולה יותר של איור זה.

איור S1: אותות קלט עבור (A) משאבה צנטריפוגלית, (B) חדר שמאלי, (C) חדר ימני, (D) atria שמאלה וימינה עבור הדמיית הפרמטרים הגושיים. אנא לחץ כאן כדי להוריד קובץ זה.

איור S2: (A) אותות זרימה מיטרלית של Aortic ו-( B) עבור פרופילי הבסיס, היצרות ו- HFpEF, המתקבלים על-ידי FEA. קיצורים: E = שלב הרפיה מוקדם; A = התכווצות סכסוכים; FEA = ניתוח אלמנט סופי; HFpEF = אי ספיקת לב עם שבר פליטה משומר. אנא לחץ כאן כדי להוריד קובץ זה.

שולחן S1. פרמטרים גיאומטריים ומכאניים של הדמיית פרמטר גושי בסיסי. לחץ כאן כדי להוריד טבלה זו.

שולחן S2. ערכה נרחבת של פרמטרים של הדמיית פרמטר גושי בסיסי. לחץ כאן כדי להוריד טבלה זו.

שולחן S3. ערכי חללי נוזלים בניתוח אלמנט סופי מכני (FEA) מודל18. לחץ כאן כדי להוריד טבלה זו.

שולחן S4. תנאי גבול של קישורי החלפת נוזלים עבור ניתוח רכיב סופי (FEA) מודל18. לחץ כאן כדי להוריד טבלה זו.

שולחן S5. קבצי הסימולציה הנדרשים עבור ניתוח האלמנט הסופי (FEA) מודל18. לחץ כאן כדי להוריד טבלה זו.

שולחן S6. פרמטרים עבור הדמיית הפרמטרים הגושיים של היצרות העורקים. לחץ כאן כדי להוריד טבלה זו.

שולחן S7. הגדרות קישור חילופי נוזלים במודל18של ניתוח רכיבים סופיים (FEA). לחץ כאן כדי להוריד טבלה זו.

שולחן S8. פרמטרים עבור הדמיית הפרמטרים הכוללים של HFpEF. לחץ כאן כדי להוריד טבלה זו.

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Discussion

הפרמטר הגושי ופלטפורמות FEA המוצעות בעבודה זו כינסו מחדש את המודינמיקה קרדיווסקולרית בתנאים פיזיולוגיים, הן בשלב החריף של עומס לחץ הנגרם על ידי היצרות והן ב- HFpEF כרוני. על ידי לכידת התפקיד כי עומס לחץ ממלא בשלבים החריפים והכרוניים של פיתוח HFpEF, התוצאות של מודלים אלה מסכימים עם הספרות הקלינית של HFpEF, כולל תחילתו של שיפוע לחץ ארעי עקב היצרות אבי העורקים, עלייה בלחץ החדר השמאלי, ואת הירידה בנפח סוף דיאסטולי עקב היצרות קיר41. יתר על כן, מודל FEA זה היה מסוגל ללכוד גבהים בלחץ שריר הלב ב HFpEF לאורך כל מחזור הלב. כדי להבטיח התקנה נכונה של סימולציות אלה, יש לעקוב בקפדנות אחר השלבים המתוארים בסעיף הפרוטוקול לעיל. עבור מודל הפרמטרים הגושיים, חיוני שרשת הרכיבים ההידראוליים תיווצר מחדש כראוי כפי שמוצג באיור 1 ושהשערכים שנקבעו יסופקו כפרימטרי קלט (Table S1 ו- Table S2). בנוסף, יש להגדיר את בלוק הפותר ולחבור אליו לרשת בכל צומת.

תפקוד מודל FEA דורש את כל קבצי ההדמיה הארוזים עם פותר18 המפורטים בטבלה S5. השמטה של כל אחד מהרכיבים המוקדמים עלולה לגרום לסיום מוקדם של הסימולציה. עבור שתי הפלטפורמות, חיוני להשיג את הדמיית הבסיס עם פרמטרי הקלט המוגדרים כברירת מחדל לפני יצירה מחדש של היצרות ופרופילים המודינמיים של HFpEF. ניתן להתייעץ עם מאמר המחקר המקורי המתאר את הדמיית הבסיס15 ואת התיעוד המקושר לסימולציה בקבצים המשלימים לפתרון בעיות במודל הפרמטרים הגושיים. באופן דומה, מסגרת FEA זו מכילה את תיעוד התוכנה ואת תיקיית ארגז הכלים לפתרון בעיות18. במקרה של שגיאת הדמיה, המשתמש יכול להפעיל את אבחון ההדמיה על-ידי ביצוע יישומי ה- Plug-in היחסיים בתיקיית ארגז הכלים18. תוצאות המודינמיות ממודל הפרמטרים הגושיים היו מקבילות לאלה שחושבו באמצעות FEA בכל אחד מהתנאים המדומים ובהתאם לספרות הקלינית של HFpEF. פלטפורמת FEA הממדית הגבוהה מאפשרת את לכידת ההתנהגות הביומכנית המורכבת של הלב ומספקת תיאור מדויק של המודינמיקה קרדיווסקולרית, אם כי על חשבון הביקוש החישובי הגבוה. עם זאת, במודל הפרמטרים הגושיים, זמן הריצה מצטמצם מכמה שעות למספר דקות, ומהווה יתרון משמעותי על פני סדר גבוה יותר בדגמי סיליקו.

בנוסף, על ידי מידול מספר גדול יותר של תאי לב וכלי דם, סימולציה זו של פרמטר גושי מאפשרת בדיקה של זרימות דם ולחצים באתרים שונים של עץ הלב וכלי הדם ולכן מתאימה למחקרים המשתרעים מעבר לתאי הלב ולתסקולטורה הפרוקסימלית. עם זאת, בעוד היכולת לסכם מחדש את המודינמיקה גלובלית, תיאור זה אינו מצליח ללכוד כמה השפעות קלות של אינטראקציות מבניות ולכן חסר את הדיוק האופייני לייצוגים FEA. ניתוח מכניקת הלב שהושג במחקר זה באמצעות גישת היסוד הסופי אימת את אלה מחקירות קודמות. באופן ספציפי, ערכי מתח ממוצעים אלה נמצאים באותו טווח כמו אלה החזויים על ידי מודלים צמיחה של הלב הנתמך חלקית במהלך אי ספיקה כרונית34,37. בהשוואה למודלים אלה, ערכי הלחץ שנמצאו במחקרים אלה המתוארים בזאת היו גבוהים במידה מתונה בשל הרמה הגבוהה של היצרות העורקים המדומה כדי לגרום לעומס יתר בלחץ. בנוסף, נמצא כי אובדן ציות לחדר השמאלי ב- HFpEF יש השפעה גדולה על הלחץ האנדוקרדיאלי.

עם זאת, נוקשות דיאסטולית ורגישותה לא נחקרו פרמטרית במחקר זה. למעשה, פרמטר זה היה מכוון כדי ללכוד את הפרופיל המודינמי רלוונטי מבחינה פיזיולוגית של עומס לחץ חדרי שמאלי כרוני. ניתוח רגישות נרחב צריך להתבצע כדי לאפיין באופן מלא את ההשפעות של תאימות דיאסטולית מופחתת. מודל חישובי זה מציע עוד כי שינויים ביומכניים של מבנה הלב ב- HFpEF עשויים להיות מניע מרכזי של שיפוץ ולכן עשויות להיות השלכות ניכרות בהמודינמיקה של HFpEF והתקדמות המחלה. שילוב של מודל צמיחה דינמי עם האינטראקציה מבנה נוזל של הדמיית FEA עשוי להיחשב בעבודה עתידית כדי ללכוד באופן מקיף יותר את הדינמיקה של שיפוץ לב סטיות hemodynamic הנגרמת על ידי עומס לחץ. יתר על כן, מחקרים נוספים על ההשפעות של הרפיה פעילה דומה Kadry et al.30 ו הולכה חשמלית והתכווצות ייתכן שיהיה צורך לדמות פנוטיפים שונים של תפקוד דיאסטולי.

פיתוח פלטפורמות סימולציה המתאימות למחקרים של HFpEF הוא דיווח חסר במידה רבה בספרות. בהקשר זה, עבודה זו מספקת סביבה ייחודית למחקרים של הפתופיזיולוגיה HFpEF. מודל הפרמטרים הגושיים הנגזר מאנטומית יאפשר סימולציה מהירה של ההשפעה שפרמטרים המודינמיים ספציפיים למטופל (למשל, אזור זוהר וכלי דם ותאימות) משחקים בהמודינמיקה העולמית לתנאים בריאים ו- HFpEF. בנוסף, דוגמנות FEA מאפשרת חקירה מפורטת של ההשפעות של שינויים זמניים בתכונות מכניות והתרגשות של רקמת הלב כפי שהם משתנים בהדרגה במהלך HFpEF. יתר על כן, המודלים המוצעים יש תועלת פוטנציאלית עבור הסימולציה של טיפולים חדשניים עבור HFpEF, בחלקו טיפול חוסר אמין vivo, במבחנה, ובמודלים silico של HFpEF, אשר עשוי להיות אחראי על ההשעיה של ניסויים קליניים עקב אופטימיזציה מכשיר לקוי42. לבסוף, עבודה עתידית עשויה לכלול שילוב של מודלים אלה בסימולציה אחת על-ידי החלפת תיאור הפרמטר המפושט שבבסיס גישת FEA במודל הפותר המספרי. זה עשוי לשפר עוד יותר את הדיוק של מודלים אלה ולתמוך עוד יותר מחקרים חישוביים של HFpEF ותנאי לב וכלי דם אחרים.

לסיכום, שני מודלים חישוביים שונים של HFpEF תוארו במחקר זה. היכולת של הפלטפורמות המפותחות לתאר המודינמיקה בסיסית בתנאים פיזיולוגיים הודגם לראשונה. לאחר מכן, השינויים הנובעים היצרות האב העורקים ובסופו של דבר מ HFpEF עקב שיפוץ חדרי שמאל נחקרו, הוכחת כי התוצאות היו עולות בקנה אחד עם אלה שדווחו בספרות. לבסוף, התנאים המודינמיים מדומה הראו גבהים בלחץ דופן הלב בלב HFpEF בהשוואה לתנאים פיזיולוגיים. בהקשר של האתגר הבריאותי הדחוף להפליא ש- HFpEF מייצג, פלטפורמות מוצעות אלה הן בין הראשונות בתיאורי silico שיכולים לספק תובנות על המודינמיקה וביומכניקה של HFpEF. מודלים חישוביים אלה עשויים לשמש ככלי לפיתוח טיפולים עבור HFpEF, ובסופו של דבר תומכים במחקר תרגום בתחום.

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Disclosures

אין ניגודי אינטרסים הקשורים לעבודה זו.

Acknowledgments

אנו מכירים במימון של תוכנית מדעי הבריאות והטכנולוגיה של המכון הטכנולוגי למדעי הבריאות והטכנולוגיה של הרווארד-מסצ'וסטס, ואת פרס קרן SITA מהמכון להנדסה רפואית ומדע.

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

הנדסה גיליון 168 מודל פרמטרים גושיים מודל Windkessel מודל אלמנט סופי מודל לב חי מערכת לב וכלי דם היצרות אבי העורקים אי ספיקת לב אי ספיקת לב עם שבר פליטה משומר HFpEF
מידול רכיבים מקופחים ואלמנטים סופיים של אי ספיקת לב עם שבר פליטה משומר
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