Summary

Сгруппированное и конечно-элементное моделирование сердечной недостаточности с сохраненной фракцией выброса

Published: February 13, 2021
doi:

Summary

В данной работе представлены две вычислительные модели сердечной недостаточности с сохраненной фракцией выброса, основанные на подходе с кусковым параметром и конечно-элементном анализе. Эти модели используются для оценки изменений гемодинамики левого желудочка и связанных с ним сосудов, вызванных перегрузкой давления и уменьшением желудочкового соответствия.

Abstract

Научные усилия в области вычислительного моделирования сердечно-сосудистых заболеваний в основном сосредоточены на сердечной недостаточности с уменьшенной фракцией выброса (HFrEF), в целом игнорируя сердечную недостаточность с сохраненной фракцией выброса (HFpEF), которая в последнее время стала доминирующей формой сердечной недостаточности во всем мире. Мотивированные скудностью HFpEF в кремнийных представлениях, в этой статье представлены две различные вычислительные модели для моделирования гемодинамики HFpEF в результате перегрузки давления левого желудочка. Сначала была разработана объектно-ориентированная модель сгруппированных параметров с использованием численного решателя. Эта модель основана на нульмерной (0D) windkessel-подобной сети, которая зависит от геометрических и механических свойств конститутивных элементов и предлагает преимущество низких вычислительных затрат. Во-вторых, для реализации многомерного моделирования был использован программный пакет для анализа методом конечных элементов (ВЭД). Модель FEA объединяет трехмерные (3D) мультифизические модели электромеханической сердечной реакции, структурных деформаций и гемодинамики на основе жидкостной полости и использует упрощенную модель сгруппированным параметром для определения профилей обмена потоком между различными полостями жидкости. При каждом подходе были успешно смоделированы как острые, так и хронические гемодинамические изменения в левом желудочке и проксимальной сосудистой области в результате перегрузки давлением. В частности, перегрузка давлением была смоделировата путем уменьшения площади отверстия аортального клапана, в то время как хроническое ремоделирование было смоделирован путем уменьшения соответствия стенки левого желудочка. В соответствии с научной и клинической литературой HFpEF, результаты обеих моделей показывают (i) острое повышение градиента трансаортального давления между левым желудочком и аортой и уменьшение ударного объема и (ii) хроническое уменьшение конечного диастолического объема левого желудочка, свидетельствующее о диастолической дисфункции. Наконец, модель FEA демонстрирует, что стресс в миокарде HFpEF значительно выше, чем в здоровой сердечной ткани на протяжении всего сердечного цикла.

Introduction

Сердечная недостаточность является основной причиной смерти во всем мире, которая возникает, когда сердце не может перекачивать или наполнять адекватно, чтобы идти в ногу с метаболическими потребностями организма. Фракция выброса, т. е. относительное количество крови, хранящейся в левом желудочке, которое выбрасывается при каждом сокращении, используется клинически для классификации сердечной недостаточности на (i) сердечную недостаточность с уменьшенной фракцией выброса (HFrEF) и (ii) сердечную недостаточность с сохраненной фракцией выброса (HFpEF), для фракций выброса менее или более 45%, соответственно1,2,3. Симптомы HFpEF часто развиваются в ответ на перегрузку давления левого желудочка, которая может быть вызвана несколькими состояниями, включая стеноз аорты, гипертонию и обструкцию3,4,5,6,7оттока левого желудочка. Перегрузка давлением приводит к каскаду молекулярных и клеточных аберраций, приводящих к утолщению стенки левого желудочка (концентрическое ремоделирование) и, в конечном счете, к жесткости стенки или потере соответствия8,9,10. Эти биомеханические изменения глубоко влияют на сердечно-сосудистую гемодинамику, поскольку они приводят к повышенному соотношению конечного диастолического давления и объема и к уменьшению конечного диастолического объема11.

Вычислительное моделирование сердечно-сосудистой системы продвинуло понимание артериального давления и потоков как в физиологии, так и в болезни и способствовало разработке диагностических и терапевтических стратегий12. Модели in silico классифицируются на низкоразмерные или высокоразмерные модели, причем первые используют аналитические методы для оценки глобальных гемодинамических свойств с низкой вычислительной потребностью, а вторые обеспечивают более обширное многомасштабное и мультифизическое описание сердечно-сосудистой механики и гемодинамики в 2D или 3Dдомене 13. Сгруппированное представление Виндкесселя является наиболее распространенным среди низкоразмерных описаний. Основываясь на аналогии с электрической схемой (закон Ома), это имитирует общее гемодинамическое поведение сердечно-сосудистой системы посредством комбинации резистивных, емкостных и индуктивных элементов14. Недавнее исследование этой группы предложило альтернативную модель Виндкесселя в гидравлической области, которая позволяет моделировать изменения геометрии и механики крупных сосудов – камер сердца и клапанов – более интуитивно понятным способом, чем традиционные электрические аналоговые модели. Это моделирование разработано на объектно-ориентированном численном решателье (см. Таблицу материалов)и может захватывать нормальную гемодинамику, физиологические эффекты кардиореспираторной связи, дыхательный кровоток в физиологии одного сердца и гемодинамические изменения из-за сужения аорты. Это описание расширяет возможности моделей с сгруппированных параметров, предлагая физически интуитивный подход к моделированию спектра патологических состояний, включая сердечную недостаточность15.

Многомерные модели основаны на ВЭД для вычисления пространственно-временной гемодинамики и взаимодействий жидкости и структуры жидкости. Эти представления могут обеспечить подробное и точное описание местного поля кровотока; однако из-за их низкой вычислительной эффективности они не подходят для исследований всего сердечно-сосудистого дерева16,17. Программный пакет (см. Таблицу материалов)был использован в качестве анатомически точной платформы FEA 4-камерного сердца взрослого человека, которая объединяет электромеханический отклик, структурные деформации и гемодинамику на основе жидкостной полости. Адаптированная модель сердца человека также содержит простую модель сгруппированных параметров, которая определяет обмен потоком между различными полостями жидкости, а также полную механическую характеристику сердечнойткани 18,19.

Было разработано несколько моделей сердечной недостаточности с кусковым параметром и ВЭД для захвата гемодинамических аномалий и оценки терапевтических стратегий, особенно в контексте механических вспомогательных устройств кровообращения для HFrEF20,21,22,23,24. Таким образом, широкий спектр 0D-моделей сгруппированных параметров различной сложности успешно захватил гемодинамику сердца человека в физиологических и HFrEF условиях путем оптимизации двух- или трехэлементных электрических аналоговых систем Windkessel20,21,23,24. Большинство из этих представлений представляют собой одно- или бивентрикулярные модели, основанные на формулировке изменяющейся во времени эластансации для воспроизведения сократительного действия сердца и использования нелинейного отношения конец-диастолическое давление-объем для описания заполнения желудочков25,26,27. Комплексные модели, которые захватывают сложную сердечно-сосудистую сеть и имитируют как предсердное, так и желудочковое насосное действие, были использованы в качестве платформ для тестирования устройств. Тем не менее, хотя в области HFrEF существует значительный объем литературы, очень немногие модели HFpEF in silico были предложены20,22,28,29,30,31.

Низкоразмерная модель гемодинамики HFpEF, недавно разработанная Burkhoff et al.32 и Granegger et al.28,может захватывать петли давления-объема (PV) 4-камерного сердца, полностью повторяя гемодинамику различных фенотипов HFpEF. Кроме того, они используют свою платформу in silico для оценки осуществимости механического циркуляторного устройства для HFpEF, пионерских вычислительных исследований HFpEF для физиологических исследований, а также разработки устройств. Однако эти модели по-прежнему не могут уловить динамические изменения в кровотоке и давлении, наблюдаемые во время прогрессирования заболевания. Недавнее исследование Kadry et al.30 фиксирует различные фенотипы диастолической дисфункции путем корректировки активного расслабления миокарда и пассивной жесткости левого желудочка на низкоразмерной модели. Их работа предусматривает комплексный гемодинамический анализ диастолической дисфункции на основе как активных, так и пассивных свойств миокарда. Аналогичным образом, литература по многомерным моделям в основном сосредоточена на HFrEF19,33,34,35,36,37. Bakir et al.33 предложили полностью связанную модель сердечной жидкости и электромеханики FEA для прогнозирования гемодинамического профиля HFrEF и эффективности вспомогательного устройства левого желудочка (LVAD). Эта бивентрикулярная (или двухкамерная) модель использовала связанную схему Виндкесселя для моделирования гемодинамики здорового сердца, HFrEF и HFrEF с поддержкой LVAD33,37.

Аналогичным образом, Sack et al.35 разработали бивентрикулярную модель для исследования дисфункции правого желудочка. Их бивентрикулярная геометрия была получена из данных магнитно-резонансной томографии (МРТ) пациента, а конечно-элементная сетка модели была построена с использованием сегментации изображения для анализа гемодинамики неисправного правого желудочка35с поддержкой VAD. Четырехкамерные сердечные подходы ВЭД разработаны для повышения точности моделей электромеханического поведения сердца19,34. В отличие от бивентрикулярных описаний, четырехкамерные модели сердца человека, полученные на основе МРТ, обеспечивают лучшее представление о сердечно-сосудистой анатомии18. Модель сердца, используемая в этой работе, является признанным примером четырехкамерной модели ВЭД. В отличие от моделей Сгруппового параметра и бивентрикулярной ВЭД, это представление фиксирует гемодинамические изменения по мере их возникновения во время прогрессирования заболевания34,37. Genet et al.34,например, использовали ту же платформу для реализации численной модели роста ремоделирования, наблюдаемой в HFrEF и HFpEF. Однако эти модели оценивают влияние гипертрофии сердца только на структурную механику и не дают исчерпывающего описания связанной гемодинамики.

Чтобы устранить отсутствие моделей HFpEF in silico в этой работе, модель с кусковым параметром, ранее разработанная этой группой15, и модель FEA были повторно доработаны для моделирования гемодинамического профиля HFpEF. С этой целью будет впервые продемонстрирована способность каждой модели моделировать сердечно-сосудистую гемодинамику на исходном уровне. Затем будут оценены эффекты вызванной стенозом перегрузки левого желудочка и уменьшения комплаенса левого желудочка из-за ремоделирования сердца – типичного признака HFpEF.

Protocol

1. 0D модель с комк-параметрами Настройка симуляцииПРИМЕЧАНИЕ: В среде числового решателя (см. Таблицу материалов)создайте домен, как показано на рисунке 1. Он состоит из 4-камерного сердца, верхней части тела, брюшной полости, нижней части тела и грудного о?…

Representative Results

Результаты моделирования базовых линий проиллюстрированы на рисунке 3. На ней изображены формы волн давления и объема левого желудочка и аорты(рисунок 3A),а также петли PV левого желудочка(рисунок 3B). Две модели in silico показывают сходную гем?…

Discussion

Предложенные в этой работе платформы сгруппированным параметром и ВЭД повторяли сердечно-сосудистую гемодинамику в физиологических условиях, как в острой фазе вызванной стенозом перегрузки давлением, так и в хронической HFpEF. Улавливая роль, которую перегрузка давлением играет в остр?…

Disclosures

The authors have nothing to disclose.

Acknowledgements

Мы признаем финансирование от гарвардо-Массачусетского технологического института медицинских наук и технологий и премию Фонда SITA от Института медицинской инженерии и науки.

Materials

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

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).

Play Video

Cite This Article
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).

View Video