JoVE Logo
Authors
Contact Us

Sign In

A subscription to JoVE is required to view this content. Sign in or start your free trial.

In This Article

  • Summary
  • Abstract
  • Introduction
  • Protocol
  • النتائج
  • Discussion
  • Disclosures
  • Acknowledgements
  • Materials
  • References
  • Reprints and Permissions

Summary

يقدم هذا العمل نموذجين حسابيين لفشل القلب مع كسر طرد محفوظ استنادا إلى نهج المعلمة المقطوعة وتحليل العناصر المحدودة. وتستخدم هذه النماذج لتقييم التغيرات في الديناميكا الدموية للبطين الأيسر و الوعائية ذات الصلة الناجمة عن الضغط الزائد وتناقص الامتثال البطيني.

Abstract

ركزت الجهود العلمية في مجال النمذجة الحسابية لأمراض القلب والأوعية الدموية إلى حد كبير على قصور القلب مع انخفاض كسر القذف (HFrEF) ، وتطل على نطاق واسع على قصور القلب مع جزء الإخراج المحفوظ (HFpEF) ، والذي أصبح في الآونة الأخيرة شكلا مهيمنا من قصور القلب في جميع أنحاء العالم. بدافع من ندرة HFpEF في تمثيلات السيليكو ، يتم تقديم نموذجين حسابيين متميزين في هذه الورقة لمحاكاة الديناميكا الدموية ل HFpEF الناتجة عن الحمل الزائد لضغط البطين الأيسر. أولا، تم تطوير نموذج معلمة مقطوعة موجهة نحو الكائن باستخدام حلالي رقمي. ويستند هذا النموذج على شبكة تشبه ينكيسل صفر الأبعاد (0D)، والتي تعتمد على الخصائص الهندسية والميكايكية للعناصر التأسيسية، ويوفر ميزة انخفاض التكاليف الحسابية. ثانيا، استخدمت مجموعة برامجيات تحليل العناصر المحدودة (FEA) لتنفيذ محاكاة متعددة الأبعاد. يجمع نموذج FEA بين نماذج متعددة الفيزياء ثلاثية الأبعاد (ثلاثية الأبعاد) للاستجابة القلبية الكهربائية والميكايكية والتشوهات الهيكلية والديناميكا الدموية القائمة على تجويف السوائل ويستخدم نموذجا مبسطا للمعلمة المقطوعة لتحديد ملامح تبادل التدفق بين تجاويف السوائل المختلفة. من خلال كل نهج، تم محاكاة كل من التغيرات الحادة والمزمنة في البطين الأيسر وعائي قريب الناتجة عن الحمل الزائد للضغط بنجاح. على وجه التحديد ، تم تصميم الحمل الزائد للضغط عن طريق تقليل مساحة فتحة الصمام الأبهري ، في حين تم محاكاة إعادة العرض المزمنة عن طريق تقليل امتثال الجدار البطيني الأيسر. بما يتفق مع الأدبيات العلمية والسريرية ل HFpEF ، تظهر النتائج من كلا النموذجين (1) ارتفاعا حادا في تدرج الضغط عبر الأورطي بين البطين الأيسر والشهرة وانخفاضا في حجم السكتة الدماغية و (2) انخفاضا مزمنا في حجم البطين الأيسر الانبساطي النهائي ، مما يدل على الخلل الانبساطي. وأخيرا، يوضح نموذج FEA أن الإجهاد في عضلة القلب HFpEF أعلى بشكل ملحوظ مما كان عليه في أنسجة القلب السليمة طوال دورة القلب.

Introduction

قصور القلب هو السبب الرئيسي للوفاة في جميع أنحاء العالم، والذي يحدث عندما يكون القلب غير قادر على ضخ أو ملء كافية لمواكبة المطالب الأيضية للجسم. يتم استخدام كسر القذف ، أي الكمية النسبية من الدم المخزن في البطين الأيسر التي يتم إخراجها مع كل انكماش سريريا لتصنيف فشل القلب إلى (1) فشل القلب مع انخفاض كسر القذف (HFrEF) و (2) فشل القلب مع كسر القذف المحفوظ (HFpEF) ، لكسور القذف أقل من أو أكبر من 45 ٪ ، على التوالي1،2،3. أعراض HFpEF غالبا ما تتطور استجابة للضغط البطيني الأيسر الزائد, والتي يمكن أن تكون ناجمة عن عدة ظروف بما في ذلك تضيق الأبهر, ارتفاع ضغط الدم, واليسار انسداد المسالك تدفق البطين3,4,5,6,7. الضغط الزائد يدفع سلسلة من الانحرافات الجزيئية والخلوية، مما يؤدي إلى سماكة الجدار البطيني الأيسر (إعادة عرض متحدة المركز) وفي نهاية المطاف، إلى تصلب الجدار أو فقدانالامتثال 8،9،10. هذه التغيرات الميكانيكية الحيوية تؤثر تأثيرا عميقا على الديناميكا الدموية القلبية الوعائية لأنها تؤدي إلى ارتفاع نهاية الضغط الانبساطي حجم العلاقة وفي الحد من حجم نهاية الانبساطي11.

وقد أدى النمذجة الحسابية لنظام القلب والأوعية الدموية إلى تطوير فهم ضغط الدم والتدفقات في كل من علم وظائف الأعضاء والمرض وعززت تطوير استراتيجيات التشخيص والعلاج12. في نماذج سيليكو تصنف إلى نماذج منخفضة أو عالية الأبعاد، مع استخدام الأول أساليب تحليلية لتقييم الخصائص العالمية للمودية مع انخفاض الطلب الحسابي، والثاني توفير وصف متعدد المقاييس والفيزياء أكثر شمولا من ميكانيكا القلب والأوعية الدموية والديناميكا الدموية في المجال 2D أو 3D13. تمثيل Windkessel المعلمة المقطوعة هو الأكثر شيوعا بين الأوصاف منخفضة الأبعاد. استنادا إلى القياس الدائرة الكهربائية (قانون أوم)، وهذا يحاكي السلوك الدموي العام لنظام القلب والأوعية الدموية من خلال مزيج من المقاومة، والعناصر السعائية، والإستقرائية14. وقد اقترحت دراسة حديثة أجرتها هذه المجموعة نموذج ويندكيسل بديل في المجال الهيدروليكي الذي يسمح بنمذجة التغيرات في هندسة وميكانيكا غرف الأوعية والقلب الكبيرة والصمامات بطريقة أكثر بديهية من النماذج التناظرية الكهربائية التقليدية. تم تطوير هذه المحاكاة على حلال رقمي موجه نحو الجسم (انظر جدول المواد)ويمكن التقاط الديناميكا الدموية العادية ، والآثار الفسيولوجية للاقتران القلبي التنفسي ، وتدفق الدم المدفوع بالجهاز التنفسي في فسيولوجيا القلب الواحد ، والتغيرات الديناميكية الدموية بسبب انقباض الأبهر. هذا الوصف يتوسع في قدرات نماذج المعلمة المقطوعة من خلال تقديم نهج بديهية جسديا لنموذج طيف من الحالات المرضية بما في ذلك فشل القلب15.

وتستند نماذج عالية الأبعاد على FEA لحساب الديناميكا الدموية الصدغية والتفاعلات بنية السوائل. ويمكن أن تقدم هذه التمثيلات وصفا مفصلا ودقيقا لحقل تدفق الدم المحلي؛ ومع ذلك ، نظرا لانخفاض كفاءتها الحسابية ، فهي ليست مناسبة لدراسات شجرة القلب والأوعية الدموية بأكملها16،17. تم استخدام حزمة برامج (انظر جدول المواد)كمنصة FEA دقيقة تشريحيا لقلب الإنسان البالغ من 4 غرف ، والذي يدمج الاستجابة الكهربائية والميكايكية ، والتشوهات الهيكلية ، والديناميكا الدموية القائمة على تجويف السوائل. نموذج القلب البشري تكييفها يضم أيضا نموذج بسيط جمعت المعلمة التي تحدد تبادل تدفق بين تجاويف السوائل المختلفة، فضلا عن توصيف الميكانيكية كاملة من الأنسجة القلبية18،19.

وقد صيغت عدة نماذج المعلمة المقطوعة وFEA من قصور القلب لالتقاط تشوهات الدم وتقييم الاستراتيجيات العلاجية، لا سيما في سياق أجهزة المساعدة الدورة الدموية الميكانيكية لHFrEF20،21،22،23،24. مجموعة واسعة من نماذج 0D مجمع المعلمة من مختلف التعقيدات وبالتالي استولت بنجاح على الديناميكا الدموية للقلب البشري في الظروف الفسيولوجية وHFrEF عن طريق التحسين من اثنين أو ثلاثة عناصر الكهربائية التناظرية أنظمة Windkessel20،21،23،24. غالبية هذه التمثيلات هي نماذج أحادية أو ثنائية البطين على أساس صياغة اختلاف الإلستيانس الوقت لإعادة إنتاج العمل الانكماشي للقلب واستخدام علاقة غير خطية نهاية الضغط الانبساطي حجم لوصف ملء البطين25،26،27. وقد استخدمت نماذج شاملة، والتي تلتقط شبكة القلب والأوعية الدموية المعقدة وتحاكي كل من عمل الضخ الأذيني والبطيني، كمنصات لاختبار الأجهزة. ومع ذلك، على الرغم من وجود مجموعة كبيرة من الأدب حول مجال HFrEF، وقد اقترح عدد قليل جدا في نماذج سيليكو من HFpEF20،22،28،29،30،31.

نموذج منخفض الأبعاد من الديناميكا الدموية HFpEF، التي وضعتها مؤخرا Burkhoffوآخرون. 32 وGranegger وآخرون.28،يمكن التقاط حلقات حجم الضغط (PV) من القلب 4 غرف، إعادة رسملة تماما الديناميكا الدموية من الأنماط الظاهرية المختلفة من HFpEF. وعلاوة على ذلك، فإنها تستخدم منصة سيليكو لتقييم جدوى جهاز الدورة الدموية الميكانيكية لHFpEF، والبحوث الحسابية الرائدة من HFpEF لدراسات علم وظائف الأعضاء، فضلا عن تطوير الجهاز. ومع ذلك، لا تزال هذه النماذج غير قادرة على التقاط التغيرات الديناميكية في تدفقات الدم والضغوط التي لوحظت أثناء تطور المرض. دراسة حديثة أجراها قادري وآخرون30 يلتقط الأنماط الظاهرية المختلفة للخلل الانبساطي عن طريق ضبط الاسترخاء النشط للشغاف والتصلب السلبي للبطين الأيسر على نموذج منخفض الأبعاد. يوفر عملهم تحليلا ديناميكيا شاملا للخلل الانبساطي استنادا إلى الخصائص النشطة والسلبية للشغاف. وبالمثل، ركزت أدبيات النماذج عالية الأبعاد في المقام الأول على HFrEF19،33،34،35،36،37. اقترح بكير وآخرون33 نموذج FEA للسائل القلبي المقترن بالكامل للتنبؤ بالملف الحيوي HFrEF وفعالية جهاز مساعدة البطين الأيسر (LVAD). هذا النموذج ثنائي البطين (أو غرفتين) تستخدم دائرة Windkessel مقرونة لمحاكاة الديناميكا الدموية للقلب صحية, HFrEF وHFrEF مع دعم LVAD33,37.

وبالمثل، طور ساك وآخرون35 نموذجا ثنائي البطين للتحقيق في الخلل البطيني الأيمن. تم الحصول على هندستها ثنائية البطين من بيانات التصوير بالرنين المغناطيسي للمريض (MRI) ، وتم بناء شبكة العنصر المحدود للنموذج باستخدام تجزئة الصورة لتحليل الديناميكا الدموية للبطين الأيمن الفاشل المدعوم من VAD35. وقد وضعت أربع غرف FEA نهج القلب لتعزيز دقة نماذج السلوك الكهروميكاني للقلب19،34. على النقيض من الأوصاف ثنائية البطين ، توفر نماذج أربع غرف مشتقة من التصوير بالرنين المغناطيسي لقلب الإنسان تمثيلا أفضل لتشريح القلب والأوعية الدموية18. نموذج القلب المستخدمة في هذا العمل هو مثال راسخ لنموذج FEA من أربع غرف. وخلافا لنماذج FEA المعلمة المقطوعة وبطين البطين، وهذا التمثيل يلتقط التغيرات في الدم لأنها تحدث أثناء تطور المرض34،37. على سبيل المثال، استخدمت Genet et al.34نفس المنصة لتنفيذ نموذج النمو العددي لإعادة التصميم الذي لوحظ في HFrEF و HFpEF. ومع ذلك، فإن هذه النماذج تقييم آثار تضخم القلب على الميكانيكا الهيكلية فقط ولا توفر وصفا شاملا للديناميكا الدموية المرتبطة بها.

لمعالجة عدم وجود HFpEF في نماذج سيليكو في هذا العمل، تم إعادة تجهيز نموذج المعلمة المجمعة التي وضعتها سابقا هذه المجموعة15 ونموذج FEA لمحاكاة الملف الشخصي للموديلاميكية ل HFpEF. وتحقيقا لهذه الغاية، سيتم إثبات قدرة كل نموذج على محاكاة الديناميكا الدموية القلبية الوعائية عند خط الأساس لأول مرة. آثار تضيق الناجمة عن الضغط البطيني الأيسر الزائد وتناقص الامتثال البطين الأيسر بسبب إعادة عرض القلب- السمة المميزة النموذجية لHFpEF-سيتم تقييمها بعد ذلك.

Protocol

1. نموذج المعلمة المقطوعة 0D

  1. إعداد المحاكاة
    ملاحظة: في بيئة حلال العددية (راجع جدول المواد)،قم بإنشاء المجال كما هو موضح في الشكل 1. ويتكون هذا من قلب 4 غرف، الجزء العلوي من الجسم، البطن، الجزء السفلي من الجسم، ومقصورات الصدر، فضلا عن الأوعية الدموية القريبة، بما في ذلك الشريان الأورطي، الشريان الرئوي، والكافا الوريدي متفوقة وأدنى. العناصر القياسية المستخدمة في هذه المحاكاة هي جزء من المكتبة الهيدروليكية الافتراضية. يمكن العثور على التفاصيل في الملفات التكميلية.
    1. انتقل إلى مكتبة الهيدروليكية للعثور على العناصر المطلوبة: خط أنابيب هيدروليكي، وغرفة هيدروليكية ثابتة الحجم، ومقاومة خطية، ومضخة طرد مركزي، وصمام فحص، ومفتات متغيرة المساحة، والسائل الهيدروليكي المخصص.
      1. إسقاط عناصر خط أنابيب الهيدروليكية في مساحة العمل.
        ملاحظة: هذه الخسائر الاحتكاكية وكذلك الامتثال الجدار وضغط السوائل في الأوعية الدموية وغرف القلب. من خلال هذه الكتلة ، يتم حساب فقدان الضغط باستخدام قانون Darcy-Weisbach ، في حين أن التغيير في القطر بسبب امتثال الجدار يعتمد على ثابت التناسب التوافقي ، والضغط الإنارة ، وثابت الوقت. وأخيرا، يتم تعريف ضغط السوائل من خلال معامل السائبة من المتوسط.
      2. أدخل عناصر الحجرة الهيدروليكية الثابتة الحجم لتحديد توافق الجدار وضغط السوائل.
        ملاحظة: لا تأخذ هذه الكتلة في الاعتبار خسائر الضغط بسبب الاحتكاك.
      3. أضف عناصر المقاومة الخطية لتحديد مقاومة التدفق.
        ملاحظة: هذا مستقل عن الخصائص الهندسية للvasculature، على غرار العنصر المقاوم المستخدم في نماذج Windkessel التناظرية الكهربائية. وينبغي إدخال كتل أخرى، مثل مضخة الطرد المركزي، وصمام الفحص، والمفتوه المتغير المنطقة، وعناصر السوائل الهيدروليكية المخصصة لتوليد مدخلات الضغط المطلوبة للنظام، ونمذجة آثار صمامات القلب على تدفق الدم، وتحديد الخصائص الميكانيكية للدم. من خلال هذه العناصر ، يمكن التقاط سلوك نظام القلب والأوعية الدموية في كل من علم وظائف الأعضاء والمرض بشكل كامل. يمكن العثور على إشارة الإدخال لمضخة الطرد المركزي في الشكل S1A.
      4. نموذج انكماش كل غرفة القلب من خلال عنصر غرفة الامتثال المتغير المخصص.
        ملاحظة: هذا يقبل التوافق كإشارة إدخال المعرفة من قبل المستخدم متغيرة زمنيا ويستند إلى نموذج الإلستيانس متغيرة زمنيا(الشكل S1B-D).
    2. توفير المعلمات المتعلقة بكل عنصر، كما هو موضح في الجدول S1، الموجود أيضا في Rosalia etal.
    3. إدراج عنصر تسلسل تكرار الإشارة الفعلية (PS) لكل كتلة تتطلب إشارة إدخال معرفة من قبل المستخدم متغيرة زمنيا: مضخة LV وعناصر التوافق المتغيرة و كتل فتحة متغيرة المساحة.
      ملاحظة: يمكن العثور على إشارات الإدخال المستخدمة لهذه المحاكاة في الشكل S1.
    4. حدد حلالا ضمنيا ODE 23t الافتراضي وتشغيل المحاكاة لمدة 100 s للوصول إلى حالة ثابتة.

2. نموذج FEA

  1. إعداد المحاكاة
    ملاحظة: يستخدم نموذج FEA تحليل ميكانيكي كهربائي مقترن بالتسلسل. في هذا النموذج، يتم إجراء التحليل الكهربائي أولا؛ ثم يتم استخدام الإمكانات الكهربائية الناتجة كمصدر الإثارة في التحليل الميكانيكي التالي. لذلك، يحتوي إعداد المحاكاة على مجالين للعمل: المجالين الكهربائي(ELEC)والمجالات الميكانيكية(MECH)،التي تم تحديدها مسبقا في برنامج محاكاة FEA (جدول المواد)18. ومن ثم، يصف المقطع التالي سير عمل التحليل فقط. يستخدم نموذج FEA المستخدم التالي الروتينات HETVAL، VUANISOHYPER، وUAMP لنمذجة المواد الكهربائية والميكاميكازية18.
    1. انتقل إلى مجال ELEC لإجراء تحليل كهربائي باستخدام إجراء درجة الحرارة المحدد مسبقا في الوحدة النمطية القياسية.
      1. استخدم خطوة تحليل واحدة تسمى BEAT. تعيين مدة الدورة القلبية إلى 500 مللي ثانية وتطبيق نبضة كهربائية محتملة على مجموعة عقدة تمثل العقدة sinoatrial (SA) (مجموعة العقدة: R_Atrium-1.SA_NODE).
      2. راجع الشكل الموجي الكهربائي الافتراضي، والذي يتراوح من -80 mV إلى 20 mV أكثر من 200 مللي ثانية مع تعريف سعة الخطوة السلس، كما هو موضح في دليل الطراز18. استخدم القيم الافتراضية لثوابت المواد في التحليل الكهربائي لضبط تأخير AV.
      3. إطلاق وحدة الوظيفة، وإنشاء وظيفة تسمى القلب elec.
    2. بمجرد الانتهاء من إعداد التحليل الكهربائي، انتقل إلى مجال MECH لإجراء التحليل الميكانيكي القائم على تجويف السوائل.
      ملاحظة: يتم إجراء المحاكاة الميكانيكية بعد التحليل الكهربائي، وتستخدم الإمكانات الكهربائية الناتجة كمصدر الإثارة للتحليل الميكانيكي. يحتوي التحليل الميكانيكي على خطوات متعددة.
      1. استخدم الخطوات الرئيسية الثلاث المسماة PRE-LOAD و BEAT1 وRECOVERY1. في خطوة PRE-LOAD، راجع الظروف الحدودية لحالة القلب المجهدة مسبقا. استخدام 0.3 ق كخطوة الوقت لتكثيف خطيا الضغط في غرف السوائل.
        ملاحظة: يتم عرض قيم ضغط تجويف السوائل المعرفة مسبقا في الجدول S3. تم تعريف حالة القلب المجهدة مسبقا في إعداد محاكاة القلب العادية ، ويتم توفير شروط العقدة الأولية في ملفات المحاكاة الخارجية ، كما هو مدرج في الجدول S5. إعادة حساب حالة الإجهاد الصفري باستخدام المحاكاة الميكانيكية العكسية مطلوبة كلما تم تعديل حالة الحدود، كما هو موضح في الخطوات 3.2.2-3.2.4.
      2. في خطوة BEAT1، استخدم 0.5 s كخطوة الوقت لمحاكاة الانكماش.
      3. في خطوة RECOVERY1، حدد 0.5 s للاسترخاء القلبي وملء البطين لمعدل ضربات القلب 60 bpm.
      4. تمكين الخطوات اللاحقة، BEATX وRECOVERYX،لمحاكاة أكثر من دورة قلبية واحدة للوصول إلى حالة ثابتة.
        ملاحظة: ثلاث دورات القلب ستكون كافية للوصول إلى حالة ثابتة. وتكتمل دورة واحدة من المحاكاة في ~ 8 ساعة على معالج 24 النواة (3.2 غيغاهرتز × 24).
      5. قم بتشغيل الوحدة النمطية ل Job، وإنشاء وظيفة تسمى heart-mech، مما يتيح خيار الدقة المزدوجة.
  2. مراجعة نموذج ويندكيسل المبسط ذو المعلمة المقطوعة
    ملاحظة: يحتوي المجال الميكانيكي لنموذج FEA على نموذج تدفق الدم ، والذي يستند إلى دائرة مبسطة مجمعة المعلمة ويتم إنشاؤه كمزيج من تجاويف السوائل السطحية وتبادل السوائل كما رأينا في الشكل 218.
    1. استخدام التمثيل Windkessel المذكورة في المذكرة المذكورة أعلاه لتشغيل المحاكاة. مراجعة تمثيل نموذج تدفق الدم لضبط قيم العناصر المقاومة والسعة لمقاومة التدفق والامتثال الهيكلي، على التوالي.
    2. راجع تمثيل العناصر المحدودة ثلاثية الأبعاد لأربع غرف قلب، وتأكد من دقة أوضاعها الهندسية.
    3. تحقق من تجميع القلب، والتبديل إلى وحدة التفاعل لضبط قيم التوافق والتقلص لكل غرفة من غرف القلب الأربع.
      ملاحظة: يتم تكوين القيم الافتراضية في وحدة التفاعل لمحاكاة دورة ضربات القلب البشرية السليمةالمثالية 18.
    4. راجع تجاويف السائل الهيدروستاتيكي التالية في وحدة التفاعل، CAV-AORTA، CAV-LA، CAV-LV، CAV-PULMONARY_TRUNK، CAV-RA، CAV-RV، CAV-SVC، CAV-ARTERIAL-COMP، CAV-PULMONARY-COMP، وCAVS-VENOUS-COMP (الجدول S3).
    5. استخدم غرف التوافق (CAV-ARTERIAL-COMP و CAV-PULMONARY-COMP و CAV-VENOUS-COMP) كأحجام مكعبة لأنها تمثل امتثال الدورة الدموية الشريانية والنوية والرئية.
    6. إرفاق ثلاثة أحجام مكعبة الامتثال إلى الربيع على الارض، ومراجعة قيمة صلابة لنموذج استجابة حجم الضغط في الدورة الدموية الشريانية والنوية والرئية.
    7. تحقق من تعريفات تبادل السوائل التالية بين تجاويف السائل الهيدروستاتيكي: الأذين الوريدي الوريدي- الأيمن، البطين الأيمن الأذين الأيمن، الجهاز البطين الأيمن الرئوي، الأذين الأيسر للنظام الرئوي، البطين الأيسر الأذين الأيسر، والبطين الأيسر (الجدول S4).
    8. ضبط معامل المقاومة اللزجة لتعديل نموذج تدفق الدم في كل وصلة تبادل السوائل (انظر الملفات التكميلية لمزيد من المعلومات حول تأثير المقاومة اللزجة).
  3. محاكاة الفيزياء المتعددة
    1. حدد موقع ملف قاعدة بيانات CAE في دليل العمل.
      ملاحظة: يتم تسليم نموذج FEA في هذا البروتوكول في قاعدة البيانات ويسمى LH-Human-Model-بيتا-V2_1.cae.
    2. إدراج الإدخال، الكائن، وملفات المكتبة إلى دليل العمل لتشغيل المحاكاة. راجع الجدول S5 للحصول على القائمة الكاملة من ملفات الإدخال والمكتبة.
    3. إطلاق برنامج محاكاة نموذج FEA (انظر جدول المواد).
      ملاحظة: استشر موفر البرنامج للتوافق مع الإصدارات الأحدث18.
    4. راجع الأجزاء والتجميع وشروط الحدود في مجالات ELEC و MECH، كما هو موضح في القسمين 2.2 و2.3.
    5. أولا، تشغيل وظيفة المحاكاة الكهربائية اسمه القلب elec، كما هو موضح في القسم 2.1.1.3. فحص بصريا النتائج الكهربائية المحتملة للتحقق من أن محاكاة القلب elec ركض كما هو متوقع. ثم تأكد من أن ملف النتائج heart-elec.odb في دليل العمل.
    6. الانتقال إلى مرحلة المحاكاة الثانية عن طريق التبديل إلى المجال MECH. مراجعة قيم الثوابت المادية المستخدمة في المحاكاة الميكانيكية لنمذجة الاستجابة القلبية السلبية والنشطة المطلوبة.
    7. تأكد من أن ملفات مكتبة المواد للتحليل الميكانيكي استخدام اسم سلسلة HYBRID. لتعديل الاستجابة المادية لغرف القلب، قم بضبط ملف المواد الهجينة المناسب، أو استبدل الاستجابة المادية بأكملها بتحديد سلوك مادي جديد في قسم المواد في وحدة CAE.
      ملاحظة: يمكن العثور على معلومات مفصلة حول القوانين التأسيسية المضمنة في دليل المستخدم18.
    8. في خطوة PRE-LOAD ، قم بتعيين ضغوط التجاويف الهيدروستاتيكية للحصول على السلوك الفسيولوجي المطلوب. استخدم خيار السعة السلس المدمج للارتقاء من الصفر إلى مستوى الضغط المطلوب كما هو موضح في الخطوة 2.1.2.1.
    9. تعطيل شروط حدود الضغط المحددة في 2.1.2.1 لتشغيل نموذج تدفق الدم مع حجم الدم الإجمالي المستمر داخل نظام الدورة الدموية. تشغيل وظيفة المحاكاة المسماة القلب- mech، كما هو موضح في القسم 2.1.2.5.

3. تضيق الصمام الأبهري

ملاحظة: تضيق الأبهر غالبا ما يكون محركا لHFpEF لأنه يؤدي إلى الضغط الزائد وفي نهاية المطاف، لإعادة عرض متحدة المركز وفقدان الامتثال للجدار البطيني الأيسر. الديناميكا الدموية التي لوحظت في تضيق الأبهر غالبا ما تتقدم لتلك التي شوهدت في HFpEF.

  1. نموذج المعلمة المقطوعة
    1. تعديل إشارة الإدخال في عنصر تسلسل تكرار PS بالنسبة إلى الصمام الأبهري، الموجود في مقصورة البطين الأيسر. محاكاة تخفيض مساحة الفتحة يساوي 70٪ مقارنة بخط الأساس(الجدول S6).
      ملاحظة: تمثل قيم الإدخال منطقة فتحة الصمام النتن أثناء كل نبضة قلب. يمكن ضبط قيمة منطقة الفتحة بسهولة عن طريق ضرب متجه قيم مخرجات البدء لعنصر PS الصمام الأبهري بقيمة عشرية مطابقة لمنطقة الفتحة النهائية فيما يتعلق بقيمتها الأصلية. في هذا العمل، تم استخدام عامل 0.3 لتحقيق انقباض 70٪.
  2. نموذج FEA
    1. تعديل تعريف تبادل السوائل للمعلمة LINK-LV-ARTERIAL.
      ملاحظة: تمتلك هذه المعلمة معامل مقاومة لزجة ضبطها لتدفق الدم بين البطين الأيسر والهرطي. يمكن تعديل منطقة التبادل الفعالة لضبط تدفق الدم وإنشاء نموذج تضيق الأبهر المناسب (الجدول S7).
    2. حدد موقع مجلد مربع الأدوات وانسخ الملفات الموجودة داخل هذا المجلد إلى دليل العمل الرئيسي.
    3. إجراء محاكاة ميكانيكية عكسية عن طريق تنفيذ ملفات صندوقالأدوات 18. وتحقيقا لهذه الغاية، قم بتغيير ضغط الشفط للبطين الأيسر والأذين الأيسر إلى 6 مم زئبق في تجويف السوائل لضبط حالتها الحجمية الأولية لنموذج تضيق الأبهر. تنفيذ الدالة inversePreliminary.py.
      ملاحظة: مطلوب إعادة حساب حالة الإجهاد صفر باستخدام المحاكاة الميكانيكية معكوس كلما تم تعديل شرط الحدود.
    4. بمجرد الانتهاء من المحاكاة الميكانيكية العكسية ، قم بتشغيل وظائف ما بعد المعالجة: calcNodeCoords.py straight_mv_chordae.py. استخدم القيم الافتراضية لمعلمات التدفق الأخرى، ثم قم بتشغيل محاكاة ميكانيكية جديدة كما هو موضح في القسم 2.1.2.5.

4. HFpEF الديناميكا الدموية

ملاحظة: لمحاكاة آثار إعادة عرض المزمنة، تم تعديل الخصائص الميكانيكية للقلب الأيسر.

  1. نموذج المعلمة المقطوعة
    1. تعديل الامتثال الانبساطي البطيني الأيسر لعنصر الامتثال LV لمحاكاة تصلب الجدار بسبب الضغط الزائد، وذلك باستخدام قيمة الامتثال الانبساطي النهائي في الجدول S8.
      ملاحظة: افترض التوافق لإسقاط خطيا من نهاية systole إلى نهاية diastole.
    2. زيادة مقاومة تسرب مضخة LV إلى 18 × 106 السلطة الفلسطينية قم -3 (الجدول S8) لالتقاط الضغوط البطين الأيسر مرتفعة لوحظ في HFpEF.
  2. نموذج FEA
    1. تحرير خصائص المادة النشطة لهندسة البطين الأيسر. زيادة عنصر صلابة لضبط استجابة الأنسجة النشطة التي تؤثر على مكونات الإجهاد في اتجاهات الألياف وورقة في النموذج التأسيسي.
      1. تعديل الاستجابة المادية للبطين الأيسر في ملف LV_ACTIVE mech-mat.
        ملاحظة: يمكن ضبط مقدار صلابة الغرفة البطينية اليسرى لتوفير تأثيرات التوافق الانبساطي المناسبة.
      2. زيادة المعلمات صلابة أ وب في صياغة فرط المرونة النظائر لالتقاط استجابة صلابة متزايدة لعلم وظائف الأعضاء HFpEF.
      3. في خطوة PRE-LOAD، قم بتعيين ضغط تجويف السوائل في البطين الأيسر والأذين الأيسر إلى 20 مم زئبق.
      4. إجراء محاكاة ميكانيكية عكسية للحصول على الحالة الحجمية للبطين الأيسر والأذين. تصدير إحداثيات العقدة من ملف heart-mech-inverse.odb 18.
      5. تنفيذ وظائف ما بعد المعالجة: calcNodeCoords.py و straight_mv_chordae.py، كما هو موضح في الخطوة 3.2.4. حدد موقع ملفات الإدخال العقدية الجديدة في دليل العمل واعمل محاكاة ميكانيكية جديدة، كما هو موضح في القسم 2.1.2.5.

النتائج

ويتضح من نتائج المحاكاة الأساسية في الشكل 3. وهذا يصور الضغط وحجم الموجات البطين الأيسر و الشريان الأورطي(الشكل 3A)وكذلك حلقة الكهروضوئي البطين الأيسر(الشكل 3B). اثنين في نماذج سيليكو تظهر مماثلة الشريان الأورطي واليساري الديناميكا البطينية,...

Discussion

وقد لخصت المنصات ذات المعلمة المقطوعة ومنصات FEA المقترحة في هذا العمل الديناميكا الدموية القلبية الوعائية في ظل ظروف فسيولوجية، سواء في المرحلة الحادة من الحمل الزائد للضغط الناجم عن تضيق أو في HFpEF المزمن. من خلال التقاط الدور الذي يلعبه الضغط الزائد في المراحل الحادة والمزمنة لتطوير HFpEF ?...

Disclosures

لا يوجد تضارب في المصالح مرتبط بهذا العمل.

Acknowledgements

نعترف بتمويل من معهد هارفارد-ماساتشوستس للعلوم والتكنولوجيا الصحية التكنولوجية، وجائزة مؤسسة سيتا من معهد الهندسة الطبية والعلوم.

Materials

NameCompanyCatalog NumberComments
Abaqus SoftwareDassault Systèmes Simulia Corp.Version used: 2018; FEA simulation software
HETVALDassault Systèmes Simulia Corp.Version used: 2018
Hydraulic (Isothermal) libraryMathWorksVersion used: 2020a
Living Heart Human ModelDassault Systèmes Simulia Corp.Version used: V2_1, anatomically accurate FEA platform of 4-chamber adult human heart
MATLABMathWorksVersion used: 2020a, object-oriented numerical solver
SIMSCAPE FLUIDSMathWorks
UAMPDassault Systèmes Simulia Corp.Version used: 2018
VUANISOHYPERDassault Systèmes Simulia Corp.Version used: 2018

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).

Reprints and Permissions

Request permission to reuse the text or figures of this JoVE article

Request Permission

Explore More Articles

168 Windkessel HFpEF

This article has been published

Video Coming Soon

JoVE Logo

Privacy

Terms of Use

Policies

Contact Us

Recommend to library

JoVE NEWSLETTERS

Research

Education

Authors

Librarians

ABOUT JoVE

Copyright © 2025 MyJoVE Corporation. All rights reserved