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
  • תוצאות
  • Discussion
  • Disclosures
  • Acknowledgements
  • Materials
  • References
  • Reprints and Permissions

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.

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.

תוצאות

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 ?...

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...

Disclosures

אין ניגודי אינטרסים הקשורים לעבודה זו.

Acknowledgements

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

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

168WindkesselHFpEF

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