Este protocolo se puede utilizar para recapitular la carga de presión aguda, así como la pérdida crónica de cumplimiento ventricular para investigar los efectos de la insuficiencia cardíaca con fracción de eyección preservada sobre la hemodinámica cardiovascular. Nuestro modelo lumped-parameter es muy eficiente computacionalmente y el enfoque de cantidad financiera integra el dominio eléctrico y estructural para un modelado más preciso de la hemodinámica cardiovascular. Existe una fuerte necesidad técnica de tratamientos eficaces para la EFPEF.
Los métodos computacionales como el nuestro, son primordiales en el desarrollo y aprobación regulatoria de dispositivos médicos y terapéuticos. Para configurar un modelo de parámetro agrupado de dimensión cero, después de construir un dominio en el entorno del solucionador numérico como se ilustra, vaya a la biblioteca hidráulica para encontrar los elementos necesarios y colocar los elementos de la tubería hidráulica en el espacio de trabajo. Inserte los elementos de la cámara hidráulica de volumen constante para definir el cumplimiento de la pared y la compresibilidad del fluido.
Y agregue los elementos de resistencia lineal para definir la resistencia al flujo. Modele la contractilidad de cada cámara cardíaca a través del elemento de cámara de cumplimiento variable personalizada y proporcione los parámetros relativos a cada elemento como se ilustra en la tabla. A continuación, inserte un elemento de secuencia de repetición de señal física para cada uno de los bloques que requieren una señal de entrada definida por el usuario que varía en el tiempo, seleccione el solucionador implícito ODE 23 T predeterminado y ejecute la simulación durante 100 segundos para alcanzar un estado estable.
Para configurar un modelo de análisis de elementos finitos, vaya al dominio eléctrico y seleccione el módulo estándar. Seleccione el paso de pulsación de análisis único. Establezca la duración del ciclo cardíaco en 500 milisegundos y aplique polos de potencial eléctrico a un conjunto de nodos que represente el nodo sinoauricular.
Después de revisar el formulario de onda eléctrica predeterminado, inicie el módulo de trabajo y cree un trabajo eléctrico de corazón. Una vez completada la configuración del análisis eléctrico, vaya al dominio mecánico en el paso de precarga. Revise las condiciones de contorno del estado preestresado del corazón y seleccione 0,3 segundos como tiempo de paso.
En el paso de beat one, use 0.5 segundos como el tiempo de paso para simular la contracción. En la recuperación de un paso, seleccione 0,5 segundos para la relajación cardíaca y el llenado ventricular para una frecuencia cardíaca de 60 latidos por minuto. Inicie el módulo de trabajo y cree un trabajo mecánico de corazón.
Habilite la opción de doble precisión. Revise el modelo simplificado de castillo de viento de parámetro agrupado y la representación del modelo de flujo sanguíneo ajustando los valores de los elementos resistivos y capacitivos para las resistencias de flujo y los cumplimientos estructurales, respectivamente, según sea necesario. Revise la representación de elementos finitos 3D de las cuatro cámaras cardíacas y confirme que sus posiciones geométricas son precisas.
Después de comprobar el conjunto del corazón, cambie al módulo de interacción para ajustar los valores de conformidad y contractilidad de cada una de las cuatro cámaras cardíacas. Revise el valor de rigidez para modelar la respuesta del volumen de presión en las circulaciones arterial, venus y pulmonar y ajuste el coeficiente de resistencia viscosa para modificar el modelo de flujo sanguíneo en cada enlace de intercambio de alimentos. Para una simulación multif física, inserte los archivos de entrada, objeto y biblioteca en el directorio de trabajo y ejecute el software de simulación de modelo de análisis de elementos finitos.
Ejecute el trabajo eléctrico de estimulación eléctrica del corazón y confirme que el archivo ODB resultante está en el directorio de trabajo. Cambie al dominio mecánico para pasar a la segunda fase de simulación. En el paso de precarga, utilice la opción de amplitud suave incorporada para aumentar el nivel de presión de cero al nivel deseado.
A continuación, desactive las condiciones de límite de presión para ejecutar el modelo de flujo sanguíneo con un volumen de sangre total constante dentro del sistema de circulación y ejecute el trabajo de simulación de micrófono cardíaco. Para simular la estenosis de la válvula aórtica en un modelo de parámetros agrupados, en el compartimento ventricular izquierdo, modifique la señal de entrada en relación con la válvula aórtica y simule una reducción del área del orificio igual al 70% en comparación con la línea de base. Para simular la estenosis de la válvula aórtica y el modelo FEA, modifique la definición de intercambio de líquidos del parámetro arterial del ventrículo izquierdo de enlace y ejecute los archivos de la caja de herramientas para realizar una simulación mecánica inversa.
Una vez completada la simulación mecánica inversa, ejecute las funciones de postprocesamiento como se indica. A continuación, observe el módulo de trabajo y cree un trabajo de mech cardíaco para ejecutar una nueva simulación mecánica como se ha demostrado Para imitar la rigidez de la pared debido a la sobrecarga de presión en el modelo de parámetros agrupados, modifique el cumplimiento diastólico del ventrículo izquierdo del elemento de cumplimiento del ventrículo izquierdo y aumente la resistencia a fugas de la bomba del ventrículo izquierdo a 18 veces 10 a los seis pascales por segundo por metro. Para simular los efectos de la remodelación crónica en el modelo de análisis de elementos finitos, edite las propiedades activas del material de la geometría del ventrículo izquierdo y modifique la respuesta material del ventrículo izquierdo en el archivo activo del ventrículo izquierdo material mecánico.
Para capturar el aumento de la respuesta de rigidez para la insuficiencia cardíaca con la fisiología preservada de la fracción de eyección, aumente los parámetros de rigidez A y B en la formulación hiperelástica anisotrópica. En la etapa de precarga, ajuste las presiones de la cavidad flúida del ventrículo izquierdo y la aurícula izquierda a 20 milímetros de mercurio y realice una simulación mecánica inversa para obtener el estado volumétrico del ventrículo izquierdo y la aurícula. A continuación, ejecute las funciones de post-procesamiento como se indica y realice una nueva simulación mecánica como se ha demostrado.
Los dos modelos in silico muestran hemodinámica aórtica y ventricular izquierda similares dentro del rango fisiológico. En condiciones de estenosis aórtica, las formas de onda de presión y volumen demuestran una reducción del 70% del área del orificio de la válvula aórtica en ambos modelos. Ambos modelos también son capaces de capturar el aumento de la presión sistólica del ventrículo izquierdo debido al aumento y la poscarga inducida por la estenosis aórtica.
Sobre la remodelación y la pérdida ventricular izquierda de la conformidad, la relación del volumen de la presión fin-diastólica llega a ser elevada dando por resultado presiones diastólicas más altas del extremo y volúmenes diastólicos del extremo inferior. Estos fenómenos, que se deben a la incapacidad del ventrículo izquierdo para relajarse y sentirse adecuadamente, son capturados con éxito por la insuficiencia cardíaca con bucles de volumen de presión de fracción de eyección preservados en los modelos de baja y alta dimensión. El flujo a través de los datos de la válvula mitral destaca las fases tempranas de relajación y contracción auricular.
Comparado a los perfiles normales y de la estenosis, el paro cardíaco con flujo preservado de la fracción de la eyección fue caracterizado por un flujo mitral temprano levemente más alto de la fase de relajación temprana, y un flujo atrial perceptiblemente disminuido de la fase de la contracción atrial. Como se ilustra en estos mapas de estrés de miocardio, se pueden observar tensiones elevadas en la insuficiencia cardíaca con fracción de eyección preservada debido a la pérdida característica de cumplimiento ventricular. Para modelar los efectos crónicos de la sobrecarga de presión y así recapitular la hemodinámica de la insuficiencia cardíaca con fracción de eyección preservada, es fundamental cambiar el cumplimiento ventricular en cada simulación en consecuencia.
La rigidez estolica se puede investigar paramétricamente para simular varios fenotipos de disfunción diastólica. Esto nos permitirá caracterizar de manera más exhaustiva los efectos de la disminución del cumplimiento sobre la enfermedad. Esperamos que nuestro trabajo allane el camino hacia la creación de modelos que puedan avanzar en nuestra comprensión actual de la insuficiencia cardíaca con fracción de eyección preservada y apoye el desarrollo de terapias para esta condición.
