Fluide

Jul 10, 2023

Rapports scientifiques volume 13, Numéro d'article : 5734 (2023) Citer cet article

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Pour les personnes souffrant d'insuffisance cardiaque biventriculaire terminale et lorsqu'une transplantation cardiaque n'est pas une option viable, un cœur artificiel total (TAH) peut être utilisé comme pont vers un dispositif de transplantation. Le Realheart TAH est un cœur artificiel à quatre chambres qui utilise une technique de pompage à déplacement positif imitant le cœur natif pour produire un flux pulsatile régi par une paire de valves cardiaques mécaniques à bileaflet. Le but de ce travail était de créer une méthode pour simuler l'hémodynamique dans les pompes à sang à déplacement positif, en utilisant la dynamique des fluides computationnelle avec l'interaction fluide-structure pour éliminer le besoin de données de mouvement de valve in vitro préexistantes, puis de l'utiliser pour étudier le performances du Realheart TAH dans une gamme de conditions de fonctionnement. L'appareil a été simulé dans Ansys Fluent pendant cinq cycles à des débits de pompage de 60, 80, 100 et 120 bpm et à des longueurs de course de 19, 21, 23 et 25 mm. Les composants mobiles de l'appareil ont été discrétisés à l'aide d'une approche de maillage superposé, un nouvel algorithme de couplage mixte faible-fort a été utilisé entre les solveurs fluides et structurels, et un schéma de pas de temps variable personnalisé a été utilisé pour maximiser l'efficacité et la précision des calculs. Un modèle de Windkessel à deux éléments a approché une réponse de pression physiologique à la sortie. Les résultats du débit volumique et de la pression de sortie transitoire ont été comparés à des expériences in vitro utilisant un simulateur cardiovasculaire hybride et ont montré un bon accord, avec des erreurs quadratiques moyennes maximales de 15 % et 5 % pour les débits et les pressions, respectivement. Le lavage ventriculaire a été simulé et a montré une augmentation à mesure que le débit cardiaque augmentait, avec une valeur maximale de 89 % après quatre cycles à 120 bpm 25 mm. La distribution des contraintes de cisaillement dans le temps a également été mesurée, montrant que pas plus de \(4,5\fois 10^{-4}\) % du volume total ne dépassait 150 Pa à un débit cardiaque de 7 L/min. Cette étude a montré que ce modèle était à la fois précis et robuste sur un large éventail de points de fonctionnement, et permettra d'entreprendre des études futures rapides et efficaces sur les générations actuelles et futures du Realheart TAH.

L'insuffisance cardiaque (IC) touche plus de 64 millions de personnes dans le monde, les cas ayant augmenté de près de 92 % entre 1990 et 20171. Les cas graves d'IC ​​(symptômes de classe IV de la New York Heart Association2), tels que l'IC biventriculaire en phase terminale qui affecte les deux côtés du cœur, nécessitent une transplantation cardiaque. Cependant, le nombre de cœurs de donneurs disponibles est limité et les listes d'attente de greffe continuent de s'allonger3. Les médecins peuvent se tourner vers l'assistance circulatoire mécanique (MCS) comme moyen de combler l'écart avec la greffe, et le type d'IC ​​dicte quel MCS peut être utilisé. En cas d'insuffisance ventriculaire unique, un dispositif d'assistance ventriculaire (VAD) peut être utilisé pour aider le ventricule à pomper le sang, cependant, en cas d'IC ​​biventriculaire terminale, un cœur artificiel total (TAH), qui remplace entièrement la fonction de le cœur natif, est plus approprié4.

Il existe deux principales méthodes de pompage des dispositifs MCS : rotatif et volumétrique. Les VAD les plus récents sont des dispositifs rotatifs5,6,7. Ceux-ci contiennent une seule roue rotative donnant de l'énergie cinétique au sang qui est convertie en pression par des aubes de stator (dans une pompe à écoulement axial) ou une volute (dans une pompe à écoulement centrifuge). Les pompes rotatives produisent généralement un flux continu, mais en faisant varier la vitesse de rotation de la roue, elles peuvent être amenées à produire une forme d'onde de flux pulsatile. Les TAH utilisent généralement une méthode de pompage à déplacement positif, dans laquelle le sang est poussé hors du dispositif par une membrane ou une plaque de poussée, entraînée électriquement ou pneumatiquement, pour produire un flux pulsatile8,9,10. Des pompes rotatives ont également été utilisées comme TAH11,12 et des pompes volumétriques ont également été utilisées comme VAD13,14,15,16. Alors que les dispositifs à débit continu sont généralement plus petits que les pompes pulsatiles et se sont révélés plus robustes et fiables par rapport à la technologie VAD à déplacement positif précoce, des études ont montré les avantages physiologiques de la pulsatilité, à la fois dans le dispositif et dans tout le corps17,18.

Sur le marché, il n'y a actuellement qu'un seul TAH - le Syncardia TAH (Syncardia Systems, Tucson AZ, USA), approuvé par la FDA comme un pont vers le dispositif de transplantation, c'est un TAH à déplacement positif à entraînement pneumatique qui produit un flux pulsatile de plus de 9 L/min8. Cependant, il souffre d'infections de transmission et d'événements liés à la thromboembolie19. Plusieurs autres appareils progressent vers l'approbation et espèrent surmonter les problèmes avec le Syncardia TAH. La CARMAT Aeson TAH (Carmat, Paris, France) est une autre pompe volumétrique qui vise à améliorer la biocompatibilité en utilisant une membrane biologique et des valves cardiaques bioprothétiques9. Il a récemment obtenu le marquage CE en Europe et a été approuvé pour les premières études de faisabilité aux États-Unis20. Le ReinHeart TAH (ReinHeart, Aix-la-Chapelle, Allemagne) utilise une plaque de poussée actionnée mécaniquement pour alterner le pompage entre deux ventricules artificiels, une approche différente par rapport au Syncardia (pneumatique) et au CARMAT (hydraulique)21. Le Cleveland Clinic CFTAH (Cleveland Clinic, Cleveland OH, USA) et le BiVACOR TAH (BiVACOR, Houston TX, USA) sont tous deux des TAH rotatifs qui fournissent à la fois un flux systémique et pulmonaire à l'aide d'un seul rotor mobile suspendu par des paliers hydrodynamiques et maglev respectivement11, 12. Le Realheart TAH (Scandinavian Real Heart, Västerås, Suède) est une nouvelle pompe à quatre chambres et à deux côtés qui peut fournir plus de 7 L/min et imite la mécanique du cœur natif en traduisant le plan auriculo-ventriculaire (AV) en produire un flux pulsatile, dont la direction est régie par une paire de valvules cardiaques mécaniques à bileaflets (BMHV)10,22.

La dynamique des fluides computationnelle (CFD) est un outil essentiel qui a été utilisé pour étudier les caractéristiques d'écoulement et les performances des VAD et des TAH lorsque des mesures expérimentales complètes ne sont pas possibles, les dispositifs rotatifs étant parmi les plus couramment simulés23,24,25. Le potentiel hémolytique de la CFTAH de la Cleveland Clinic a été réduit grâce à des simulations de différentes conceptions d'hélices droites26, en utilisant un modèle CFD précédemment validé qui couplait des solutions électromagnétiques et d'écoulement de fluide27. Certains dispositifs d'assistance ventriculaire gauche (LVAD) à déplacement positif, y compris le Penn State LVAD28, ont également été étudiés numériquement en utilisant des approches similaires à celles utilisées sur les TAH29,30,31. En utilisant un déplacement prédéfini de la membrane et des valves à feuillet unique, un modèle informatique a montré que les modèles plus petits du Syncardia TAH étaient plus susceptibles de rencontrer des niveaux de contrainte de cisaillement élevés, en raison de fréquences de pompage accrues et de volumes de course plus faibles32. Pour le CARMAT TAH, une simulation d'interaction fluide-structure (FSI) a d'abord été entreprise pour obtenir le déplacement de la membrane et de la valve, et a ensuite été suivie d'une simulation CFD pour étudier la contrainte de cisaillement dans le dispositif33. Ce modèle a ensuite été utilisé pour étudier le lessivage numérique du dispositif34 et les dommages aux composants sanguins35. Des simulations du ReinHeart TAH ont également été entreprises à l'aide d'une approche FSI partitionnée pour obtenir une méthode stable36, et la méthode a ensuite été utilisée pour étudier le lavage de l'appareil avec différentes orientations de la valve d'entrée37.

Une étude CFD du Realheart TAH a été entreprise précédemment, où Kelly et al.38 ont utilisé une méthode FSI à limite immergée pour évaluer différentes approches de capture du mouvement BMHV dans l'appareil. Ils ont conclu que l'utilisation de données in vitro sur le mouvement de la valve, capturées à l'aide d'une analyse vidéo, a donné des résultats appropriés à un point de fonctionnement donné. Cependant, cette approche se limitait à simuler uniquement les conditions dans lesquelles des données in vitro étaient disponibles. De plus, la méthode des limites immergées n'a pas pu résoudre avec précision l'interface feuillet valvulaire-fluide, ce qui a entraîné une mauvaise résolution des contraintes de cisaillement dans cette zone. Nous avons précédemment développé une nouvelle méthode de modélisation du mouvement des valves qui utilisait un maillage superposé, une nouvelle méthode de couplage mixte faible-fort et un pas de temps variable pour capturer de manière fiable le mouvement FSI des valves cardiaques mécaniques trouvées dans les pompes à sang à déplacement positif39. Cette approche ne nécessitait pas de données de mouvement de valve in vitro préexistantes pour que le modèle fonctionne, et pouvait plutôt être appliquée à une variété de conditions de fonctionnement. La méthode a été testée sur une simple pompe cylindrique dans laquelle la valve proximale se translatait et la valve distale restait en position fixe.

Le but de cette étude était d'employer cette méthode de modélisation de mouvement de valve pour un modèle de dispositif complet du Realheart TAH. La variation du débit, de la pression, de la cinématique de la valve, de la contrainte de cisaillement et du lessivage du liquide de l'appareil a été évaluée pour une variation de la fréquence cardiaque et de la longueur de la course.

Le modèle informatique a été développé pour le Realheart V11c, un ancien prototype de dispositif qui a été utilisé dans des essais bovins aigus40, et dispose de nombreuses données in vitro disponibles pour la validation du modèle informatique. Les nouvelles versions du Realheart TAH, à la fois au stade du prototype et du concept, fonctionnent de manière similaire mais présentent des variations géométriques, il sera donc simple d'étendre la modélisation à celles-ci après validation. Le dispositif complet est composé de deux pompes, comme le cœur natif. Chaque pompe (Fig. 1a) possède des chambres auriculaire et ventriculaire, un conduit de sortie qui contient la valve aortique et un piston cylindrique (cylindre AV) qui fonctionne comme le plan AV et abrite la valve mitrale. Le cylindre AV est relié à l'oreillette et au ventricule via une membrane déformable. Le sang entre par une entrée auriculaire, où il remplit les oreillettes. Le cylindre AV se traduit de manière sinusoïdale pour pousser le sang dans le ventricule, augmentant la pression ventriculaire, qui à son tour déplace le sang à travers la valve aortique et à travers la sortie du conduit. Les valves sont des ON-X BMHV, qui utilisent un mécanisme de pivot actionné pour permettre un angle d'ouverture allant jusqu'à \({90}^\circ\) qui favorise le flux laminaire, entraînant une hémodynamique améliorée, une réduction de l'hémolyse et de la thrombogénicité41.

Le modèle a été créé en utilisant la même méthode développée précédemment39, en utilisant une approche overset pour combiner les différentes pièces mobiles. Dans l'approche de maillage superposé, une zone d'arrière-plan eulérienne statique est utilisée, avec des zones de composants superposées qui contiennent les parties solides en mouvement. L'interface entre les solides en mouvement et le fluide est capturée explicitement dans la zone des composants, permettant des maillages cohérents et raffinés à ces emplacements. Aucune déformation du maillage ne se produit lorsque la pièce se déplace, mais toute la zone du composant se déplace, et les données sont transférées entre les maillages superposés et statiques, comme dans une approche FSI lagrangienne. À l'aide d'Ansys Design Modeller V2021 R2 (Ansys Inc., Canonsburg, PA, États-Unis), un total de six zones de dépassement ont été créées (Fig. 1b) - une zone d'arrière-plan contenant l'oreillette, le ventricule et le conduit de sortie, une zone de cylindre AV et deux zones par valve cardiaque pour chaque feuillet de valve. La déformation des membranes n'a pas été explicitement modélisée. Au lieu de cela, la forme de la déformation a été approchée en utilisant la forme du chevauchement des parois de la zone du cylindre AV et de la zone de fond (Fig. 1c, d). La méthode de pompage de l'appareil, avec tous les composants mobiles, peut être vue dans les vidéos supplémentaires S1 à S3.

Domaine de calcul et maillage du modèle Realheart TAH CFD, montrant (a) le schéma du TAH, avec les emplacements de l'entrée et de la sortie, du conduit de sortie, des régions auriculaire et ventriculaire le long de la membrane conjonctive reliant le cylindre AV en translation à ces régions. (b) Le maillage interne et les emplacements des six zones de composants dépassés : fond, cylindre AV, deux feuillets mitraux et deux feuillets aortiques. (c) Forme du chevauchement entre le cylindre AV et les oreillettes et le ventricule (entouré en rouge) en fin de systole et (d) en fin de diastole. (e) Emplacements des petits espaces périphériques (encerclés en rouge) qui sont exclus en raison du modèle d'espace à (f) initialisation.

Chaque zone de dépassement a été maillée séparément à l'aide d'Ansys Fluent Meshing V2021 R2 (Ansys Inc.) en utilisant un maillage hybride polyédrique et hexaédrique. Des couches de gonflage ont été utilisées sur toutes les parois pour capturer la couche limite fluide. Un encollage local a été utilisé sur la surface des feuillets valvulaires et sur les faces entourant directement les feuillets. De plus, des corps d'influence ont été utilisés autour des vannes pour obtenir un maillage plus fin dans cette zone.

Une étude de convergence de maillage a été entreprise et trois maillages ont été générés représentant un maillage grossier, moyen et fin avec un nombre total d'éléments de 280 k, 800 k et 4,5 m. Une fois le modèle initialisé, le nombre total de cellules de résolution était de 165 k, 480 k et 2,4 m.

Un simulateur cardiovasculaire hybride, composé d'un domaine de calcul de paramètres localisés qui modélisait le système cardiovasculaire et d'un composant hydraulique physique comportant des chambres à circulation, a été adapté et connecté au Realheart TAH pour former une boucle, et la réponse hémodynamique de l'appareil dans des conditions physiologiquement réalistes a été mesuré22. Un capteur de pression (PPG Honeywell, Columbus, OH, USA) a mesuré la pression aortique gauche juste en aval de la valve aortique, et un débitmètre Transonic (ME24 PXN, T402 Transonic Systems Inc, Ithaca, NY, USA) a mesuré le débit sortant gauche les taux. Les données ont été acquises à 1000 Hz via une carte DAQ National Instrument et capturées dans LabVIEW 2019 (National Instrument, Austin, USA).

Une condition aux limites de pression constante a été imposée à l'entrée. La valeur se rapprochait de la pression veineuse pulmonaire et a été obtenue en utilisant la moyenne temporelle de la pression d'entrée auriculaire gauche du simulateur cardiovasculaire hybride. Un modèle de Windkessel à deux éléments a été appliqué à la sortie, se rapprochant de la vascularisation en aval, ou dans ce cas, la boucle en aval du simulateur cardiovasculaire hybride, et a généré une variation physiologique de la pression de sortie42.

Dans le simulateur cardiovasculaire hybride, les valeurs d'impédance ont été fixées à une compliance \(C = 0,6\) ml/mmHg et une résistance \(R = 16,7\) Wood Units22. Pour la simulation FSI, les paramètres d'impédance étaient les mêmes que les valeurs expérimentales, à l'exception que la compliance a été augmentée de 0,2 ml/mmHg supplémentaire pour tenir compte des compliances parasites dans les composants mécaniques du simulateur cardiovasculaire hybride. La pression de Windkessel a été initialisée comme la pression aortique moyenne dans le temps observée dans le simulateur hybride. Des conditions sans glissement ont été placées sur toutes les parois du modèle, et des limites de dépassement ont été utilisées sur les faces extérieures des zones de dépassement pour permettre la création du maillage continu unique.

Les cinq zones de dépassement mobiles (cylindre AV en translation, feuillets de la valve mitrale en translation et en rotation et feuillets de la valve aortique en rotation) ont été affectées à des fonctions définies par l'utilisateur qui ont établi les caractéristiques de mouvement de chaque zone. La traduction du cylindre AV et de la valve mitrale a été décrite par une fonction sinusoïdale par morceaux qui produit un mouvement différent pour la traduction vers le bas (systolique) et vers le haut (diastolique). Le rapport de la durée de la systole à la diastole était de 40 % : 60 %, ce qui équivaut à un temps plus court en systole qu'en diastole. Les vitesses par morceaux du cylindre AV et de la valve mitrale sont décrites dans l'équation. (1) pour les phases systolique et diastolique du premier cycle,

où \(T_{dias}\) et \(T_{sys}\) étaient la durée des phases diastolique et systolique, et \(\omega\) variaient pour la systole et la diastole (\(\omega _{sys} = \pi /T_{sys}\) et \(\omega _{dias} = \pi /T_{dias}\)). Cette équation a tenu compte de la variation de l'amplitude de pompage A, mm, de la fréquence de pompage ou fréquence cardiaque f, bpm et du rapport systolique-diastolique. La valeur de A a été déterminée à partir de la sortie de données de diagnostic de la pompe au cours de l'étude in vitro, où A a été dérivé du déplacement du plan AV au fil du temps. Pour correspondre aux données expérimentales du simulateur hybride, A et f ont été modifiés pour créer 16 conditions de fonctionnement différentes à des longueurs de course de 19–21–23–25 mm et des fréquences cardiaques de 60–80–100–120 bpm.

Les caractéristiques de rotation des feuillets valvulaires ont été définies dans l'ensemble de fonctions définies par l'utilisateur, qui a attribué la masse, le moment d'inertie et le centre de rotation de chaque feuillet. Sur la base des dimensions des feuillets et d'un matériau en carbone pyrolytique, chaque feuillet pesait environ 0,35 g, donnant lieu à un moment d'inertie de \(2\times 10^{-8}\) kg \(\hbox {m} ^2\), et avait un degré de rotation autour de l'axe x. Conformément à la méthode de mouvement de la valve précédemment développée, le mécanisme de pivot de la valve à bile a été négligé et un angle d'ouverture maximal de \({84}^\circ\) a été utilisé39. Les folioles étaient contraintes entre \({40}^\circ\) et \({84}^\circ\) lorsqu'elles étaient complètement fermées et complètement ouvertes respectivement. Le centre de rotation de la valve aortique était fixe dans l'espace, tandis que le centre de rotation de la valve mitrale se déplaçait avec le déplacement AV dans le temps.

Ansys Fluent V2021 R2 (Ansys Inc.) a été utilisé pour résoudre les équations de l'écoulement du fluide, et le solveur à six degrés de liberté intégré a été utilisé pour le mouvement du corps rigide des feuillets valvulaires.

Dans le modèle que nous avons développé précédemment39, l'écoulement du fluide et le mouvement du corps rigide ont été couplés en utilisant un mélange de phases explicites faibles et implicites fortes pour améliorer la stabilité et l'efficacité des calculs. Pour cette étude, le couplage fort a été modifié pour être activé lorsque l'angle de tout feuillet valvulaire était inférieur à \ ({84} ^ \ circ \) et que la vitesse angulaire du feuillet était supérieure à 0 rad / s, avec un facteur de relaxation du mouvement de 0,4. Cette modification a été apportée pour améliorer la stabilité de la solution, car des instabilités ont été rencontrées en utilisant la même approche que précédemment. Le couplage faible n'a donc été activé que lorsque les feuillets étaient stationnaires, défini comme la vitesse angulaire de tous les feuillets valvulaires étant de 0 rad/s.

Le nombre de Reynolds maximal a été calculé comme étant de 9100 dans le conduit de sortie du dispositif en utilisant le débit maximal à une fréquence cardiaque de 120 bpm et une longueur de course de 25 mm. Cela l'a placé dans le régime turbulent, et en tant que tel, les équations instationnaires de Reynolds Averaged Navier – Stokes (RANS) ont été résolues avec le modèle SST \(k-\omega\) pour la fermeture de la turbulence, une approche adoptée par d'autres lors de la simulation de cœurs artificiels32, 37.

En réalité, il y aura un contact imparfait entre le feuillet valvulaire et le logement de la valve lorsque le feuillet est en position complètement fermée, créant un mince espace périphérique. Un tel effet n'a pas été modélisé dans ce cas pour éviter une densité de maillage très élevée dans cette région et améliorer l'efficacité des calculs. Au lieu de cela, la fonction de modèle d'écart dans Fluent a été utilisée, où une distance d'écart seuil a été définie entre les folioles et le boîtier, ainsi que l'écart médian entre les folioles, de sorte qu'en dessous de cette distance, les éléments seraient bloqués, et un parfait le sceau serait supposé (illustré à la Fig. 1e, f).

Le solveur couplé a été utilisé pour les équations RANS, en utilisant un schéma de gradient des moindres carrés et des schémas de pression et de quantité de mouvement du second ordre. La relaxation de la solution avec une valeur de 0,75 a été utilisée pour les schémas de pression et de quantité de mouvement, ainsi que pour les termes d'ordre supérieur. Cela a amélioré la convergence et la stabilité de la solution. Le sang a été approximé comme newtonien, avec une densité \(\rho =\) 1060 kg/\(\hbox {m}^3\) et une viscosité fixe de \(\mu =\) 3,5\(\times 10^{- 3}\) N/m \(\hbox {s}^2\)43.

Un modèle de transport scalaire eulérien passif a été inclus, où l'équation d'advection transitoire a été résolue pour le lavage du sang dans tout le dispositif. À l'entrée, une valeur de 1 a été attribuée, ce qui équivaut à du sang neuf, et le champ scalaire a été initialisé avec une valeur de 0.

Chaque condition a été simulée pendant cinq cycles sur un système HPC cloud Microsoft Azure exploité par l'Université de Bath44, utilisant 32 cœurs Intel Xeon Platinum 8168, et a nécessité en moyenne 1 440 heures de cœur. Les tracés de contour ont été créés dans Ansys Fluent. Les données ont été tracées à l'aide de MATLAB (version 2020b, The MathWorks Inc., Natick, Massachusetts). La convergence cyclique a été évaluée en calculant l'erreur quadratique moyenne (RMSE) d'un cycle à l'autre du débit volumique de sortie et de la pression aortique, où une diminution de la RMSE avec une augmentation du nombre de cycles indiquait une convergence cyclique, résultant en cinq cycles suffisante pour la convergence. Les résultats de lavage ont été extraits à la fin de quatre cycles pour les comparer à d'autres études34,38, tandis que les données de contrainte de cisaillement ont été obtenues au cours du cinquième cycle.

Les trois maillages ont été comparés à l'aide de la variation du débit volumique de sortie (Fig. 2a), de l'angle des feuillets valvulaires (Fig. 2b) et de la contrainte de cisaillement moyenne de la paroi sur les feuillets valvulaires (Fig. 2c) au cours de deux cycles à une fréquence cardiaque de 120 bpm et une longueur de course de 25 mm. Dans tous les cas, les mailles moyennes et fines étaient très similaires, tandis que les mailles grossières affichaient quelques petites différences, notamment dans l'angle des feuillets valvulaires. La RMSE entre les mailles moyennes et fines était de 1,74 L/min (5,2 % de la valeur maximale) pour le débit volumique, \({3,6}^\circ\) et \({3,1}^\circ\) (8,1 % et 7,0 % de la valeur maximale) pour l'angle de la valve valvulaire, et 7,9 Pa et 5,1 Pa (6,5 % et 8,6 % des valeurs maximales) pour la contrainte de cisaillement moyenne par surface. Dans tous les cas, le maillage grossier a renvoyé des valeurs RMSE supérieures. Le temps total de l'horloge murale pour chaque maille était de 9 h, 18 h et 92 h. Compte tenu de la précision de la simulation, ainsi que de la stabilité et du temps de simulation, le maillage moyen a été considéré comme suffisant pour être utilisé pour l'étude.

Résultats de l'étude de maillage pour les maillages grossiers, moyens et fins, montrant (a) le débit volumique de sortie transitoire, (b) l'angle transitoire du feuillet pour le feuillet de la valve mitrale gauche et aortique gauche et (c) la contrainte de cisaillement de la paroi transitoire moyenne de la zone pour le folioles des valves mitrale gauche et aortique gauche.

La convergence cyclique a été évaluée à l'aide de RMSE : à un point de fonctionnement de 100 bpm et 21 mm, soit 5 L/min, RMSE en pourcentage de la valeur crête pour le débit volumique en sortie a chuté de 9,4 % entre le premier et le deuxième cycle, à 5,6 % entre le quatrième et le cinquième cycle, tandis que la RMSE pour la pression aortique est passée de 0,8 à 0,2 %. Le cinquième cycle était alors considéré comme convergé cycliquement. Un exemple de la variation temporelle des tracés de contour de pression et de vitesse, du débit et de la pression aortique est illustré à la Fig. 3, à un point de fonctionnement de la fréquence cardiaque à 100 bpm et une longueur de course de 21 mm. Des animations de la vitesse, de la pression, du lavage et du mouvement du maillage peuvent être trouvées dans les vidéos supplémentaires S1 à S3 pour les débits cardiaques faibles, moyens et élevés. Le cycle a commencé au milieu de la diastole, où le cylindre AV se traduisait vers le haut. Deux tourbillons contrarotatifs ont été observés dans le ventricule lorsque le sang descendait au-delà de la valve mitrale. La valve mitrale s'est fermée au début de la systole lorsque le cylindre AV a commencé à se déplacer vers le bas, ce qui a créé un gradient de pression positif à travers la valve aortique, provoquant son ouverture. Pendant la systole, du sang neuf a été aspiré par l'entrée qui a créé un vortex au centre de l'oreillette. Le sang a été poussé du ventricule vers la sortie, où il a accéléré au-delà de la jonction ventricule-sortie, dans le conduit de sortie et au-delà de la valve aortique, créant une structure à trois jets proéminente lorsqu'il passait la valve. Le débit de sortie maximal a été observé au milieu de la systole, où le cylindre AV se traduisait à une vitesse maximale, et la pression de sortie maximale s'est produite juste avant la fin de la systole. La valve aortique s'est fermée au début de la diastole en raison du reflux aspiré par la sortie. Une fois qu'il a été fermé, un gradient de pression négative à travers la valve mitrale a été créé, ce qui a provoqué son ouverture et le cycle a redémarré.

(a) Champ d'écoulement de vitesse et (b) tracés de contour de pression à mi-systole, en fin de systole, à mi-diastole et en fin de diastole à un point de fonctionnement de 100 bpm 21 mm, ce qui équivaut à 5 L/min. Les flèches noires au milieu de la systole et au milieu de la diastole indiquent la direction du plan AV. (c) Débit volumique de sortie transitoire et pression de sortie. Les régions grises de l'intrigue indiquent la diastole tandis que les régions blanches sont la systole.

Le débit volumique transitoire, \(Q_{\text {out}}\) (L/min) et la pression, \(P_{\text {out}}\) (mmHg) à la sortie ont été comparés à l'in vitro données obtenues à partir de la plate-forme hybride pour les 16 points de fonctionnement différents qui ont été pris en compte (Fig. 4a, b). Qualitativement, il y avait un bon accord entre la pression et le débit simulés et expérimentaux. De petites différences de débit ont été observées à la fin de chaque impulsion lorsque les résultats expérimentaux oscillaient plus que les résultats simulés, ce qui peut être attribué à des simplifications du modèle par rapport à l'ensemble du simulateur cardiovasculaire hybride ; en particulier, les ondes sont réfléchies par les composants rigides en aval. Quantitativement, la RMSE maximale pour \(P_{\text {out}}\) en pourcentage du pic \(P_{\text {out}}\) était de 5 %, se produisant à 80 bpm 19 mm. La RMSE maximale pour \(Q_{\text {out}}\) en pourcentage du pic \(Q_{\text {out}}\) était de 15 %, se produisant à 100 bpm 19 mm. Les relations entre la moyenne \ (Q_{\text {out}}\) et la pression différentielle avec la longueur de course et la fréquence cardiaque sont caractérisées sur les Fig. 4c, d. La moyenne \(Q_{\text {out}}\) a augmenté de manière linéaire avec une augmentation de la fréquence cardiaque et de la longueur de course, avec une valeur maximale de 7,1 L/min à 120 bpm 25 mm, et une valeur minimale de 2,8 L/min à 60 bpm 19 mm. La pression différentielle augmentait linéairement avec la longueur de la course, mais restait essentiellement constante avec une variation de la fréquence cardiaque. La pression différentielle maximale était de 43,6 mmHg, se produisant également à 120 bpm 25 mm, tandis que le minimum était de 34 mmHg, se produisant également à 60 bpm 19 mm.

Comparaison entre les données simulées et expérimentales du simulateur cardiovasculaire hybride de (a) la pression de sortie et la pression aortique et (b) le débit volumique de sortie et le débit volumique de sortie montrant un bon accord qualitatif entre les ensembles de données. ( c ) Débit volumique de sortie moyen par rapport à la fréquence cardiaque pour un changement de longueur de course. (d) Pression pulsée de sortie par rapport à la longueur de course avec un changement de fréquence cardiaque.

Les données des vidéos du mouvement de la valve in vitro enregistrées à une fréquence de 200 Hz38, avec la condition de fonctionnement 100 bpm 25 mm, ont été comparées au mouvement de la valve des simulations (Fig. 5a). On a vu que les deux vannes commençaient à se fermer et finissaient de se fermer à des moments similaires. La durée des étapes entièrement ouvertes et entièrement fermées pour les deux vannes est également similaire, avec seulement une différence de 0,01 s (équivalent à 2 images de données vidéo) dans les deux cas. Trois points dans le temps ont été sélectionnés et la valve mitrale a été comparée visuellement entre les deux ensembles de données de la Fig. 5b. Un comportement d'ouverture et de fermeture similaire a été observé, notamment le «plateau» de l'angle de la valve mitrale lors de l'ouverture, qui s'est produit dans les deux ensembles de données. Il n'a pas été possible de mesurer des angles exacts à partir des vidéos. L'heure de début et l'heure de fin de la phase d'ouverture étaient très proches dans les données in vitro et simulées, mais les images révèlent un certain écart entre les angles des feuillets de la valve mitrale dans les données vidéo et les données simulées.

( a ) Comparaison transitoire des angles des valves aortique et mitrale entre les données simulées et in vitro. L'angle valvulaire gauche simulé a été utilisé dans les deux cas. Les lignes bleues pleines représentent complètement ouvert et complètement fermé. Les lignes bleues en pointillés représentent la transition entre les deux états et non les caractéristiques réelles du mouvement de la vanne. (b) Comparaison d'images entre la capture vidéo in vitro et la position simulée de la valve mitrale. Les points numérotés correspondent aux points sur (a), où le point 1 est la valve mitrale complètement ouverte, le point 2 est pendant la fermeture de la valve mitrale et le point 3 est pendant l'ouverture de la valve mitrale. Les feuillets de la valve mitrale sont représentés en gris foncé, tandis que le reste du boîtier de la pompe est en gris clair. (c) Comparaison des folioles des valves mitrales gauche et droite pour le CO le plus bas (60 bpm 19 mm) équivalant à 3 L/min, et le CO le plus élevé (120 bpm 25 mm) équivalant à 7 L/min, où \({ 0}^\circ\) est entièrement fermé et \({44}^\circ\) est entièrement ouvert.

Il y avait une certaine variation dans le comportement de la cinématique simulée des feuillets de la valve mitrale entre les points de fonctionnement lorsque la valve était en phase ouverte. La figure 5c montre la variation d'angle pour le dépliant mitral gauche et droit pour les débits cardiaques les plus bas et les plus élevés (CO). Des oscillations dans les angles des feuillets gauche et droit ont été observées au faible CO, et le feuillet gauche a commencé à se fermer un peu plus tôt. Ce comportement asymétrique des feuillets valvulaires n'était pas aussi important à un CO élevé, où les deux feuillets ont plutôt commencé à se fermer à des moments similaires et n'ont pas affiché le même comportement oscillant pendant la phase complètement ouverte. Ce comportement n'a pas été observé pour la valve aortique. Au lieu de cela, l'ouverture et la fermeture des deux feuillets de la valve aortique se sont produites en même temps, et aucune oscillation n'était présente pendant la phase complètement ouverte.

Les contours du lessivage après quatre cycles pour les points de fonctionnement en CO bas, moyen et élevé sont illustrés à la Fig. 6a. Cela a montré une augmentation du lessivage avec une augmentation du CO. La majorité de la région auriculaire a été entièrement lavée dans les trois conditions, avec le côté droit de l'oreillette et le haut du cylindre AV en dessous de 100 % aux niveaux bas et CO moyen. Les régions du ventricule et du conduit de sortie affichent la plus grande variation spatiale du lessivage entre les trois conditions, le lessivage dans ces zones augmentant à mesure que le CO augmente. Des zones de lessivage le plus bas ont été observées à la limite entre le cylindre AV et la région du ventricule, mais du sang neuf pénétrait continuellement dans cette zone pendant la diastole. Le scalaire de lavage a été calculé au point de surveillance ventriculaire défini sur la figure 1b. Le lavage ventriculaire à la fin des quatre cycles était de 64 %, 80 % et 89 % pour les trois OC respectivement.

(a) Courbes de contour de lavage pour le CO faible (60 bpm 19 mm), moyen (100 bpm 21 mm) et élevé (120 bpm 25 mm), équivalant à 3, 5 et 7 L/min. (b) Taux de lavage ventriculaire par rapport au débit volumique moyen pour les 16 points de fonctionnement simulés.

Pour comparer les performances de lavage de chaque point de fonctionnement, la valeur de lavage ventriculaire à la fin de quatre cycles a été normalisée par le temps total, en arrivant à un taux de lavage ventriculaire, illustré à la Fig. 6b. Une tendance principalement linéaire du taux de lessivage par rapport au débit volumique moyen a été observée, en particulier à des débits inférieurs. Une fréquence maximale d'environ 40 %/s s'est produite à 120 bpm 25 mm. Le taux de lessivage s'est stabilisé à des longueurs de course élevées, l'ampleur du nivellement augmentant à mesure que la fréquence cardiaque augmentait.

La variation temporelle des contraintes de cisaillement a été étudiée à l'aide de la contrainte de cisaillement scalaire moyenne pondérée en volume, \ ({\ overline {\ sigma }} \) (Pa), qui a été calculée à l'aide de l'équation. (2) pour chaque point de fonctionnement à chaque pas de temps,

où V était le volume total de la pompe, \(\sigma\) était la contrainte de cisaillement scalaire, n était le nombre d'éléments fluides et \(V_i\) était le volume d'un élément fluide donné. La variation de \({\overline{\sigma }}\) au fil du temps est illustrée à la Fig. 7a.

(a) Contrainte de cisaillement scalaire moyenne pondérée en fonction du volume (\({\overline{\sigma}}\)) en fonction du temps pour les différentes conditions simulées. MD fait référence à la mi-diastole tandis que MS fait référence à la mi-systole. (b) Moyenné dans le temps \({\overline{\sigma }}\) par rapport au débit volumique moyen pour chacune des conditions simulées. ( c ) Pourcentage moyen de volume de sang exposé à une contrainte de cisaillement donnée au cours d'un cycle. Le CO faible était de 60 bpm 19 mm (3 L/min), le CO moyen était de 100 bpm 21 mm (5 L/min) et le CO élevé était de 120 bpm 25 mm (7 L/min).

\({\overline{\sigma }}\) était plus grand pendant la systole que la diastole. La valeur maximale s'est produite juste après le milieu de la systole, où l'amplitude du pic a augmenté avec une augmentation de la longueur de la course et de la fréquence cardiaque. Le minimum \({\overline{\sigma }}\) s'est produit en fin de diastole, juste avant la fermeture de la valve mitrale et l'ouverture de la valve aortique. L'ouverture et la fermeture des vannes ont créé un petit pic de \({\overline{\sigma }}\). Le pic \({\overline{\sigma }}\) pendant la diastole s'est produit juste après le milieu de la diastole, et encore une fois cette valeur a augmenté avec une augmentation de la longueur de course et de la fréquence cardiaque. La relation entre le débit volumique moyen et la moyenne temporelle \({\overline{\sigma }}\) est illustrée à la Fig. 7b. Une tendance linéaire est observée, où la moyenne temporelle \({\overline{\sigma }}\) augmente avec le débit volumique moyen. Pour les points de fonctionnement qui produisaient un débit moyen équivalent, une moyenne temporelle \({\overline{\sigma }}\) inférieure a été observée en augmentant la longueur de course et en diminuant la fréquence cardiaque.

La variation spatiale des contraintes de cisaillement a été étudiée à l'aide d'une approche d'exposition cumulative, où le volume sanguin total au-dessus d'un seuil de contrainte de cisaillement donné a été calculé pour les trois conditions de CO à chaque pas de temps et moyenné dans le temps pour arriver à un volume sanguin moyen pour chaque cisaillement. seuil de contrainte, illustré à la Fig. 7c. Les volumes moyens exposés à des niveaux de contrainte élevés augmentaient à mesure que le CO augmentait, mais la majeure partie des contraintes subies était faible, avec 99 % du volume moyen exposé à une contrainte de cisaillement inférieure à 2, 3 et 4 Pa ​​pour le CO faible, moyen et élevé. respectivement. Deux valeurs seuils de 17,5 Pa et 150 Pa ont été utilisées pour étudier l'exposition à une contrainte de cisaillement élevée dans l'espace et dans le temps, et corrélées aux dommages du facteur von Willebrand et des globules rouges respectivement35,43. Le pourcentage moyen de volume exposé à plus de 17,5 Pa était de 0,001 %, 0,006 % et 0,018 % pour les trois conditions. Le cycle de pourcentage au cours duquel ces conditions ont été dépassées était de 97 % à faible CO, 93 % à CO moyen et 100 % pour un CO élevé. Le pourcentage moyen de volume exposé à plus de 150 Pa était de 9,0 \(\fois 10^{-7}\ ) %, 3,7 \(\times 10^{-6}\)% et 9,2 \(\times 10^{-6}\)% pour les trois conditions, avec une valeur maximale de 1 \(\times 10^{ -4}\) %, 2,3 \(\times 10^{-4}\)% et 4,5 \(\times 10^{-4}\)% respectivement. Le pourcentage de temps de cycle pendant lequel 150 Pa a été dépassé était de 2,7 %, 10,0 % et 16,9 % pour les trois conditions respectivement.

Les points temporels correspondant au pic \({\overline{\sigma }}\) pendant la systole et la diastole ont été choisis pour étudier la distribution spatiale des contraintes de cisaillement scalaires. Les emplacements du sang qui ont dépassé la contrainte de cisaillement seuil de 17, 5 Pa aux deux moments sont illustrés à la Fig. 8a pour les trois cas de CO. Comme indiqué précédemment, le volume de fluide exposé à plus de 17,5 Pa a augmenté à mesure que le CO augmentait. Au pic systolique \ ({\ overline {\ sigma }} \), la majeure partie de la contrainte de cisaillement élevée était située autour de la valve aortique lorsque le sang accélérait autour des feuillets valvulaires. De plus, à la jonction entre le ventricule et le conduit de sortie, il existait une région de contrainte de cisaillement élevée où le fluide accélérait à travers la constriction entre ces deux régions. Pendant le pic diastolique \ ({\ overline {\ sigma }} \), la contrainte de cisaillement élevée était située autour de la valve mitrale, alors que le cylindre AV se déplaçait vers le haut et que le sang se déplaçait vers le bas au-delà de la valve mitrale. La figure 8b montre la distribution de surface de la contrainte de cisaillement de la paroi de la valve aortique aux points de temps correspondants. Le bord d'attaque du feuillet valvulaire dans les deux cas était l'emplacement des contraintes de cisaillement de paroi les plus élevées, qui étaient plus importantes dans le cas de la valve aortique.

(a) Volume de fluide qui dépasse la valeur seuil de contrainte de cisaillement scalaire de 17,5 Pa aux points temporels de contrainte de cisaillement scalaire maximale systolique et diastolique et (b) distribution de la contrainte de cisaillement de la paroi de la valve aortique à la contrainte de cisaillement scalaire maximale systolique et de la valve mitrale à la pression diastolique Points temporels de contrainte de cisaillement scalaire de pointe pour le CO faible (60 bpm 19 mm), moyen (100 bpm 21 mm) et élevé (120 bpm 25 mm), ce qui équivaut à 3, 5 et 7 L/min.

Le Realheart TAH peut être utilisé de différentes manières pour obtenir de nombreuses caractéristiques de pompage pulsatile possibles. L'effet de ces caractéristiques de pompage sur le sang et le reste du corps peut ne pas être intuitivement évident, et en tant que tel, un modèle informatique qui peut fournir une évaluation approfondie de certains de ces effets est bénéfique. Le but de cette étude était de produire un tel modèle CFD et de mesurer comment une variation de la longueur de course et de la fréquence cardiaque affectait la forme d'onde de pompage, la cinématique de la valve, le lessivage et les contraintes de cisaillement.

Alors que le fonctionnement du TAH peut être prescrit par l'utilisateur, le comportement de certains composants du dispositif de base est réactif à un changement de ces paramètres d'entrée. La paire de BMHV contenue dans le dispositif régit le mouvement vers l'avant du sang, et s'ouvre et se ferme en raison des forces fluides agissant sur eux. Les BMHV sont traditionnellement utilisés dans le remplacement de la valve aortique ou mitrale et, à ce titre, existent dans des chambres élastiques qui se conforment au flux environnant. Dans cette application, les deux ensembles de vannes existent dans des paramètres plus contraints, ce qui donne lieu à la possibilité de caractéristiques de débit différentes. Dans cette étude, une stratégie de mouvement de vanne FSI qui avait été développée précédemment39 a été implémentée dans le modèle du dispositif complet. Cette stratégie a pris en compte les forces fluides agissant sur les feuillets valvulaires, provoquant leur ouverture et leur fermeture au cours du cycle. Ce travail est une amélioration par rapport à l'approche précédente adoptée par Kelly et al.38, qui prescrivaient le mouvement des feuillets valvulaires sur la base d'une analyse vidéo. Cette étude a montré que les feuillets valvulaires, notamment ceux de la valve mitrale, se comportent différemment selon les conditions opératoires. Le comportement oscillatoire à des CO inférieurs a entraîné une variation d'un cycle à l'autre du mouvement des feuillets pour les cinq cycles simulés. Ce comportement aura un impact sur des processus tels que le lessivage, car le sang transitera entre les oreillettes et le ventricule de manière légèrement différente d'un cycle à l'autre. Ce ne serait pas le cas à des CO élevés, car le comportement du feuillet de la valve mitrale était plus cohérent entre les cycles. La capacité de capturer ce comportement de la valve valvulaire conduira finalement à des résultats plus précis d'analyses secondaires telles que les prédictions de lavage et de dommages sanguins. Le comportement d'ouverture de la valve était similaire à celui observé par Mirkhani et al pour la valve ON-X dans des conditions physiologiques dans une aorte ascendante45. À une condition de fonctionnement de 6 L/min, le temps d'ouverture de la valve de Mirkhani et al était d'environ 80 ms, contre environ 60 ms dans cette étude. De plus, les deux études ont montré des caractéristiques de champ d'écoulement similaires, avec une structure à trois jets proéminente mais simple au-delà des feuillets valvulaires complètement ouverts, également observés par Akutsu et Matsumoto46.

Alors que la durabilité de la valve n'était pas au centre de ce travail, les valves ON-X ont été testées, approuvées et utilisées non seulement en position aortique mais aussi en position mitrale en remplacement de la valve cardiaque. Même dans ces scénarios où la thérapie attendue est beaucoup plus longue que dans les applications TAH, d'excellents résultats ont été montrés en ce qui concerne la durabilité de la valve47. Comme indiqué précédemment, le principe de pompage Realheart a entraîné des profils d'écoulement similaires autour des vannes et, par conséquent, la durabilité des vannes n'est pas une préoccupation majeure. Néanmoins, il est possible d'ajuster la commande du moteur pour réduire les pics de pression transitoires lors de la fermeture de la vanne, et la durabilité sera vérifiée lors des tests finaux du système.

Les résultats simulés de \(Q_{\text {out}}\) et \(P_{\text {out}}\) ont été comparés à ceux du TAH dans le simulateur cardiovasculaire hybride. L'excellent accord entre les ensembles de résultats met en évidence la précision et l'adaptabilité du modèle à un changement de condition de fonctionnement, indiquant que dans les études futures, le modèle pourrait être simulé à travers des points de fonctionnement supplémentaires qui n'ont pas été pris en compte ici. Non seulement cela, mais différentes générations de l'appareil peuvent être créées en utilisant la même approche de modélisation, y compris celles qui n'ont pas été prototypées, ouvrant la voie à des prédictions de performances précises et à des comparaisons entre les générations. De plus, alors que le modèle Windkessel à deux éléments se rapprochait de la circulation systémique dans cette étude, cela pourrait être rendu spécifique au patient dans les études futures, permettant une réponse de pression physiologique plus personnalisée à partir de la simulation.

La valeur expérimentale \(Q_{\text {out}}\) affichait des oscillations, en particulier après la fermeture de la valve aortique, tandis que la valeur simulée \(Q_{\text {out}}\) avait une réponse numérique beaucoup plus fluide. Cela pourrait être attribué au fait que les chambres à fluide en aval du simulateur cardiovasculaire hybride ne sont pas explicitement modélisées dans le CFD, où les ondes réfléchies pourraient créer de petites variations de débit au fil du temps. Une autre raison peut être l'omission des membranes flexibles à l'intérieur du dispositif, ce qui contribuerait également à de petites variations transitoires du débit. Cependant, la forme générale de la forme d'onde de pompage s'accorde bien, les valeurs maximales ne variant pas considérablement entre les données simulées et expérimentales.

Les conditions de flux non physiologiques qui surviennent dans les dispositifs d'assistance circulatoire mécanique tels que les VAD ou les TAH entraîneront un certain niveau de traumatisme sanguin, qu'il s'agisse de dommages aux composants sanguins ou d'événements thrombogènes48. La formation de thrombus peut se produire lorsque des plaquettes activées sont déposées dans des régions à faible cisaillement, où le sang stagne. Les simulations de lavage peuvent donner un aperçu de la façon dont le sang transite dans l'appareil, mettant en évidence les zones potentielles où le sang peut stagner et comment cela varie avec un changement des conditions de fonctionnement.

Le lessivage a été simulé à l'aide d'un modèle de transport scalaire eulérien, similaire à d'autres approches de simulation du lessivage dans les VAD49,50 et les TAH38. D'autres approches ont utilisé une méthode de volume de fluide pour traiter séparément les anciennes et les nouvelles phases sanguines34,37. L'approche eulérienne a été utilisée ici pour maximiser la flexibilité du modèle, de sorte que toutes les analyses numériques futures puissent être entreprises sur un champ d'écoulement monophasique.

Dans cette étude, le lavage à la fin de quatre cycles a été normalisé par le temps total pour arriver à un taux de lavage, permettant la comparaison de différentes fréquences cardiaques. Un niveau plus élevé de taux de lavage est souhaitable, car il se traduit directement par une réduction du temps de stagnation du sang, réduisant la possibilité de formation de thrombus. Le lessivage est cependant un processus non linéaire49,50, composé d'une augmentation linéaire initiale à de faibles valeurs de lessivage et d'une augmentation non linéaire du lessivage à des valeurs plus élevées, où le taux de lessivage diminue. Le taux de lessivage calculé dans cette étude supposerait une relation linéaire entre le lessivage et le temps, et pourrait décrire pourquoi le taux de lessivage a diminué sur la figure 6a, où des débits volumiques plus élevés produisent des valeurs de lessivage plus importantes qui existent dans le régime non linéaire. Des travaux futurs pourraient étudier le temps nécessaire pour atteindre 95 % de lessivage pour chaque condition, mais en raison de la nature pulsatile de la pompe, cela peut prendre plusieurs cycles, en particulier à de faibles débits moyens. De plus, l'influence de la réduction des volumes résiduels dans les oreillettes et les ventricules sera d'un grand intérêt.

Une amélioration du taux de sevrage a été observée avec une augmentation du débit cardiaque. Cependant, pour les points de fonctionnement qui ont généré le même débit cardiaque (à moins de 3 % l'un de l'autre), un taux de lavage amélioré a été obtenu avec une fréquence cardiaque accrue mais une longueur de course réduite, comme 100 bpm 23 mm et 120 bpm 19 mm.

Par rapport à la précédente étude Realheart CFD de Kelly et al.38, le comportement de lavage était similaire, avec le même pourcentage de lavage ventriculaire après 4 cycles (87 % contre 86 % dans cette étude) pour le même point de fonctionnement (80 bpm 25 mm) . Un lavage amélioré a été observé dans cette étude au niveau du chevauchement du cylindre AV et des régions auriculaire et ventriculaire. Cette différence est probablement due aux différences dans les modèles de calcul, car la méthode de dépassement utilisée dans cette étude a défini des interfaces solide-fluide, alors que la méthode des limites immergées utilisée précédemment ne le fait pas. Lorsque l'on compare les résultats de cette étude au CARMAT, le lavage se compare bien, où le pourcentage de lavage était de 93,8 % et 85 % dans le ventricule gauche et droit respectivement34.

Les dommages aux composants sanguins se produisent en raison d'une exposition à des contraintes de cisaillement élevées au fil du temps51. À moins de modéliser explicitement les dommages au sang à l'aide d'une fonction de dommage, l'étude de la distribution des contraintes de cisaillement et de la durée pendant laquelle un seuil de contrainte a été dépassé est un bon indicateur pour l'analyse des dommages au sang52. La majeure partie des contraintes de cisaillement était de faible ampleur, de sorte qu'une enquête sur un seuil de contrainte de cisaillement inférieur pourrait fournir des informations utiles sur d'autres types de dommages aux composants sanguins. Une valeur de 17,5 Pa a été utilisée, car elle a été liée à la détérioration du facteur de von Willebrand53. Alors que l'exposition au-dessus de 17,5 Pa était constante tout au long du cycle pour les trois conditions considérées, le pourcentage moyen de volume sanguin exposé au-dessus de 17,5 Pa était faible pour toutes les conditions, avec une valeur maximale de 0,018 % du volume moyen exposé au CO le plus élevé. (7 L/min). Ces valeurs sont inférieures à celles rapportées pour le CARMAT, où pour des CO similaires, les pourcentages moyens de volumes dépassés étaient respectivement de 0,004 %, 0,02 % et 0,03 %35.

La deuxième valeur seuil étudiée dans cette étude était de 150 Pa, qui a été associée à l'hémolyse des globules rouges43,51,54. Cette valeur n'a pas été dépassée pendant la majorité du cycle dans tous les cas. Lorsqu'il a été franchi, les volumes de liquide qui dépassaient ce seuil étaient très faibles, équivalant souvent à seulement quelques cellules à un moment donné, ce qui signifie que la probabilité d'endommager les globules rouges était faible.

En étudiant la relation entre \({\overline{\sigma }}\) moyenné dans le temps et le point de fonctionnement, des optimisations du fonctionnement de l'appareil pourraient être suggérées. Comme pour le lessivage, les points de fonctionnement produisant le même débit volumique moyen ont été comparés. Cela suggère qu'une petite diminution de la moyenne temporelle \({\overline{\sigma }}\) peut être obtenue en augmentant la longueur de course et en diminuant la fréquence cardiaque. Cela va dans le sens de la même conclusion tirée à la fois par Syncardia32 et ReinHeart55 : une augmentation de la fréquence cardiaque due à la réduction de la taille de la pompe a entraîné des niveaux plus élevés de contrainte de cisaillement et d'hémolyse. La méthode de réduction des contraintes de cisaillement observée dans cette étude est en contradiction avec le résultat trouvé pour l'augmentation du taux de lavage, ce qui suggère qu'un compromis devrait être fait entre les niveaux de contrainte de cisaillement et les performances de lavage.

Dans cette étude, un modèle d'écart a été utilisé pour ignorer numériquement les écarts périphériques autour de l'extérieur des feuillets valvulaires, ainsi qu'entre les feuillets. Cela a créé une étanchéité parfaite de la vanne et, par conséquent, le débit de fuite a été négligé. Il a été démontré que le flux de fuite, en particulier à travers la région charnière d'un BMHV, crée des régions de cisaillement très élevé56,57,58. Dans les études futures, en particulier celles qui se concentrent sur les dommages aux composants sanguins, la fidélité des valves dans le modèle peut être améliorée, ce qui devrait conduire à des prédictions plus précises des dommages au sang. Une autre simplification du modèle a été l'omission de la modélisation explicite de la déformation de la membrane. L'ajout de la membrane déformante absorberait les augmentations de pression dans les régions de l'oreillette et du ventricule, entraînant potentiellement une légère modification des caractéristiques de mouvement de la valve, de pression et de débit volumique, et modifiant les caractéristiques de lavage dans la région proche du cylindre AV.

Pour conclure, le modèle FSI du Realheart TAH s'est avéré précis et robuste dans une large gamme de conditions de fonctionnement cliniquement pertinentes, avec un excellent accord avec les expériences in vitro menées sur un simulateur cardiovasculaire hybride. Le modèle est capable de capturer le lessivage du sang dans tout le dispositif et montre un accord de comportement avec d'autres études similaires. De plus, des enquêtes sur la distribution spatiale et temporelle des contraintes de cisaillement scalaires mettent en évidence une faible possibilité de lésions sanguines, due en partie à de très faibles volumes de sang exposés à des contraintes élevées. Ce modèle FSI peut être appliqué à d'autres cœurs artificiels à déplacement positif qui utilisent des valves mécaniques pour régir le mouvement vers l'avant du sang. Les travaux futurs quantifieront le niveau d'hémolyse rencontré dans le dispositif, ainsi que le potentiel de thrombose.

Les ensembles de données générés et/ou analysés au cours de l'étude actuelle ne sont pas accessibles au public en raison de la sensibilité commerciale, mais sont disponibles auprès de l'auteur correspondant sur demande raisonnable.

Bragazzi, NL et al. Fardeau de l'insuffisance cardiaque et causes sous-jacentes dans 195 pays et territoires de 1990 à 2017. Eur. J. Préc. Cardol. 28, 1682–1690. https://doi.org/10.1093/eurjpc/zwaa147 (2021).

Article PubMed Google Scholar

Severino, P. et al. Insuffisance cardiaque avancée et insuffisance cardiaque terminale : existe-t-il une différence ? Diagnostics (Bâle) 9, 170. https://doi.org/10.3390/diagnostics9040170 (2019).

Article PubMed Google Scholar

NHSBT. Don et transplantation d'organes et de tissus — rapport d'activité 2021/22 (2022).

Cook, JA et al. Le cœur artificiel total. J. Thorac. Dis. 7, 2172–2180. https://doi.org/10.3978/j.issn.2072-1439.2015.10.70 (2015).

Article PubMed PubMed Central Google Scholar

Strueber, MMD et al. Évaluation multicentrique d'un système d'assistance ventriculaire gauche intrapéricardique. Confiture. Coll. Cardol. 57, 1375–1382. https://doi.org/10.1016/j.jacc.2010.10.040 (2011).

Article PubMed Google Scholar

Griffith, BP et al. Système d'assistance ventriculaire gauche Heartmate II : du concept à la première utilisation clinique. Anne. Thoracique. Surg. 71, S116–S120. https://doi.org/10.1016/S0003-4975(00)02639-4 (2001).

Article CAS PubMed Google Scholar

Bourque, K. et al. Justification de la conception et évaluation préclinique du système d'assistance ventriculaire gauche Heartmate 3 pour l'hémocompatibilité. ASAIO J. 1992(62), 375–383. https://doi.org/10.1097/MAT.0000000000000388 (2016).

Article CAS Google Scholar

Slepian, MJ et al. Le coeur artificiel total syncardia\(^{{\rm TM}}\) : études de modélisation in vivo, in vitro et computationnelles. J. Biomech. 46, 266-275. https://doi.org/10.1016/j.jbiomech.2012.11.032 (2013).

Article PubMed PubMed Central Google Scholar

Mohacsi, P. & Leprince, P. Le cœur artificiel total carmat. EUR. J. Cardiothorac. Surg. 46, 933–934. https://doi.org/10.1093/ejcts/ezu333 (2014).

Article PubMed Google Scholar

Szabo, Z. et al. Implantation scandinave du cœur réel (srh) 11 en tant que cœur artificiel total (tah) - mise à jour expérimentale. J.Clin. Exp. Cardol. https://doi.org/10.4172/2155-9880.1000578 (2018).

Article Google Scholar

Timms, DL & Nestler, F. Bivacor cœur artificiel total. Dans Assistance mécanique pour l'insuffisance cardiaque 563–575 (Springer, 2020). https://doi.org/10.1007/978-3-030-47809-4_35.

Chapitre Google Scholar

Fukamachi, K. et al. Un cœur artificiel total innovant, sans capteur, pulsatile, à flux continu : conception du dispositif et première étude in vitro. J. Transplantation coeur-poumon. 29, 13–20. https://doi.org/10.1016/j.healun.2009.05.034 (2010).

Article PubMed Google Scholar

Frazier, OH, Myers, TJ et Radovančević, B. Le système d'assistance ventriculaire gauche heartmate®. Présentation et 12 ans d'expérience. Texas Heart Inst. J. 25, 265-271 (1998).

CAS PubMed PubMed Central Google Scholar

Pagani, FD, Long, JW, Dembitsky, WP, Joyce, LD & Miller, LW Amélioration de la fiabilité mécanique du système d'assistance ventriculaire gauche heartmate xve. Anne. Thoracique. Surg. 82, 1413-1418. https://doi.org/10.1016/j.athoracsur.2006.04.057 (2006).

Article PubMed Google Scholar

Mehta, SM et al. Le cœur de lion lvd-2000 : un dispositif d'assistance ventriculaire gauche entièrement implanté pour l'assistance circulatoire chronique. Anne. Thoracique. Surg. 71, S156–S161. https://doi.org/10.1016/S0003-4975(00)02641-2 (2001).

Article ADS CAS PubMed Google Scholar

Amande, CS et al. Dispositif d'assistance ventriculaire pédiatrique Berlin heart excor pour la transplantation pont-cœur chez les enfants américains. Circulation (New York, NY) 127, 1702–1711. https://doi.org/10.1161/CIRCULATIONAHA.112.000685 (2013).

Article ADS CAS Google Scholar

Cheng, A., Williamitis, CA & Slaughter, MS Comparaison des dispositifs d'assistance ventriculaire gauche à flux continu et à flux pulsatile : y a-t-il un avantage à la pulsatilité ?. Anne. Cardiothoracique. Surg. 3, 573-581. https://doi.org/10.3978/j.issn.2225-319X.2014.08.24 (2014).

Article PubMed PubMed Central Google Scholar

Loor, GMD & Gonzalez-Stawinski, GMD Flux pulsatile vs flux continu dans la thérapie par dispositif d'assistance ventriculaire. Meilleure pratique. Rés. Clin. Anesthésie. 26, 105–115. https://doi.org/10.1016/j.bpa.2012.03.004 (2012).

Article PubMed Google Scholar

Torregrossa, G. et al. Résultats avec cœur artificiel total de syncardie au-delà de 1 an. ASAIO J. 1992(60), 626–634. https://doi.org/10.1097/MAT.0000000000000132 (2014).

Article Google Scholar

Han, JJ Aeson - le cœur artificiel total Carmat est approuvé pour l'inscription aux États-Unis. Artif. Organes 45, 445–446. https://doi.org/10.1111/aor.13959 (2021).

Article PubMed Google Scholar

Pelletier, B. et al. Vue d'ensemble du système du cœur artificiel total de thérapie de destination entièrement implantable. EUR. J. Cardiothorac. Surg. 47, 80–86. https://doi.org/10.1093/ejcts/ezu321 (2015).

Article PubMed Google Scholar

Fresiello, L. et al. Caractérisation hémodynamique du cœur artificiel total realheart® avec un simulateur cardiovasculaire hybride. Artif. Organes https://doi.org/10.1111/aor.14223 (2022).

Article PubMed Google Scholar

Wu, P. Progrès récents dans l'application de la dynamique des fluides computationnelle dans le développement des pompes à sang rotatives. Moi. Nouvelle technologie. Dispositifs 16, 100177. https://doi.org/10.1016/j.medntd.2022.100177 (2022).

Article Google Scholar

Escher, A. et al. Empreinte hémolytique des pompes à sang rotodynamiques. IEEE Trans. Biomédical. Ing. 69, 2423–2432. https://doi.org/10.1109/TBME.2022.3146135 (2022).

Article ADS PubMed Google Scholar

Torner, B., Konnigk, L., Abroug, N. & Wurm, H. Turbulence et structures d'écoulement turbulent dans un dispositif d'assistance ventriculaire - une étude numérique utilisant la simulation à grande échelle. Int. J. Numer. Méthodes Biomed. Ing. 37, e3431. https://doi.org/10.1002/cnm.3431 (2021).

Article MathSciNetGoogle Scholar

Goodin, MS et al. Modèle informatique de dynamique des fluides d'un cœur artificiel total à flux continu : modification de la conception de la turbine de la pompe droite pour améliorer la biocompatibilité. ASAIO J. 1992(68), 829–838. https://doi.org/10.1097/MAT.0000000000001581 (2022).

Article Google Scholar

Kobayashi, M. et al. Avancement de la conception et du développement du cœur artificiel total à flux continu. Artif. Organes 36, 705–713. https://doi.org/10.1111/j.1525-1594.2012.01489.x (2012).

Article PubMed PubMed Central Google Scholar

Mavroidis, D., Sun, BC & Pae, WE Passerelle vers la transplantation : l'expérience de l'État de Penn. Anne. Thoracique. Surg. 68, 684–687. https://doi.org/10.1016/S0003-4975(98)01314-9 (1999).

Article CAS PubMed Google Scholar

Medvitz, RB et al. Développement et validation d'une méthodologie de dynamique des fluides computationnelle pour la simulation de dispositifs d'assistance ventriculaire gauche pulsatile. ASAIO J. 1992(53), 122–131. https://doi.org/10.1097/MAT.0b013e31802f37dd (2007).

Article Google Scholar

Navitsky, MA, Deutsch, S. & Manning, KB Comparaison de la susceptibilité au thrombus de deux conceptions de dispositifs d'assistance ventriculaire gauche à état de Penn pulsatile de 50 cc. Anne. Biomédical. Ing. 41, 4–16. https://doi.org/10.1007/s10439-012-0627-z (2013).

Article PubMed Google Scholar

Caimi, A. et al. Vers l'étalonnage virtuel des dispositifs d'assistance ventriculaire pneumatique : application d'une nouvelle stratégie basée sur l'interaction fluide-structure au dispositif de 12 cc à l'état de penn. J. Biomech. Ing. 139, 0810081–08100810. https://doi.org/10.1115/1.4036936 (2017).

Article PubMed PubMed Central Google Scholar

Marom, G. et al. Modèle numérique de l'hémodynamique du cycle cardiaque complet dans un cœur artificiel total et effet de sa taille sur l'activation plaquettaire. J. Cardiovasc. Trad. Rés. 7, 788–796. https://doi.org/10.1007/s12265-014-9596-y (2014).

Article PubMed PubMed Central Google Scholar

Luraghi, G. et al. Approche numérique pour étudier le comportement d'un ventricule artificiel : Interaction fluide-structure suivie d'une dynamique des fluides à frontières mobiles. Artif. Organes 42, E315–E324. https://doi.org/10.1111/aor.13316 (2018).

Article CAS PubMed Google Scholar

Luraghi, G. et al. Une enquête numérique pour évaluer le lessivage des compartiments sanguins dans un cœur artificiel total. Artif. Organes 44, 976–986. https://doi.org/10.1111/aor.13717 (2020).

Article PubMed Google Scholar

Poitier, B. et al. Le cœur artificiel total bioprothétique en mode autorégulé est biologiquement hémocompatible : Insights for multimers of von willebrand factor. Artérioscler. Thromb. Vasc. Biol. 42, 470–480. https://doi.org/10.1161/ATVBAHA.121.316833 (2022).

Article CAS PubMed Google Scholar

Sonntag, SJ et al. Simulation d'un cœur artificiel total pulsatile : Développement d'un modèle d'interaction fluide-structure partitionné. J. Structure des fluides. 38, 187–204. https://doi.org/10.1016/j.jfluidstructs.2012.11.011 (2013).

Annonces d'article Google Scholar

Sonntag, SJ et al. Étude de lavage numérique d'un cœur artificiel total pulsatile. Int. J.Artif. Organes 37, 241–252. https://doi.org/10.5301/ijao.5000306 (2014).

Article PubMed Google Scholar

Kelly, N.-É. et al. Le mouvement de valve basé sur la vidéo combiné à la dynamique des fluides computationnelle donne des simulations stables et précises du flux sanguin dans le cœur artificiel total realheart. Artif. Organes 46, 57–70. https://doi.org/10.1111/aor.14056 (2022).

Article PubMed Google Scholar

Bornoff, J. et al. Maillage surdimensionné en combinaison avec de nouvelles interactions fluide-structure mixtes faibles-fortes pour les simulations d'une vanne de translation en série avec une seconde vanne. Calcul. Méthodes Biomech. Biomédical. Ing. (Accepté). https://doi.org/10.1080/10255842.2023.2199903

Sonntag, SJ et al. Implantations virtuelles pour passer de modèles animaux porcins à bovins pour un cœur artificiel total. Artif. Organes 44, 384–393. https://doi.org/10.1111/aor.13578 (2020).

Article PubMed Google Scholar

Chaudhary, R. et al. Valve On-x : La valve aortique de nouvelle génération. Cardol. Rév. 25, 77–83. https://doi.org/10.1097/CRD.0000000000000105 (2017).

Article PubMed Google Scholar

Westerhof, N., Lankhaar, J.-W. & Westerhof, BE Windkessel artériel. Méd. Biol. Ing. Calcul. 47, 131–141. https://doi.org/10.1007/s11517-008-0359-2 (2009).

Article PubMed Google Scholar

Fraser, KH, Zhang, T., Taskin, ME, Griffith, BP et Wu, ZJ Une comparaison quantitative des paramètres de dommages mécaniques au sang dans les dispositifs d'assistance ventriculaire rotatifs : contrainte de cisaillement, temps d'exposition et indice d'hémolyse. J. Biomech. Ing. 134, 081002–081002. https://doi.org/10.1115/1.4007092 (2012).

Article PubMed Google Scholar

Université de Bath, groupe informatique de recherche. https://doi.org/10.15125/b6cd-s854.

Mirkhani, N., Davoudi, MR, Hanafizadeh, P., Javidi, D. & Saffarian, N. Prothèse valvulaire cardiaque On-x : simulation numérique des performances hémodynamiques dans l'accélération de la systole. Cardiovasculaire. Ing. Technol. 7, 223–237. https://doi.org/10.1007/s13239-016-0265-y (2016).

Article PubMed Google Scholar

Akutsu, T. & Matsumoto, A. Influence de trois modèles de valves prothétiques mécaniques à bileaflet sur le champ d'écoulement tridimensionnel à l'intérieur d'une aorte simulée. J.Artif. Organes 13, 207–217. https://doi.org/10.1007/s10047-010-0519-7 (2010).

Article PubMed Google Scholar

Kim, JS et al. Résultats cliniques à long terme de la valve prothétique mécanique on-x en position aortique ou mitrale - expérience monocentrique jusqu'à 20 ans de suivi. Circ. J. 85, 1042–1049. https://doi.org/10.1253/circj.CJ-20-1193 (2021).

Article PubMed Google Scholar

Bluestein, D. Approches de recherche pour étudier les complications thromboemboliques induites par le flux dans les dispositifs de recirculation sanguine. Expert Rev. Med. Appareils 1, 65–80. https://doi.org/10.1586/17434440.1.1.65 (2004).

Article PubMed Google Scholar

Molteni, A. et al. Mesure expérimentale et modélisation numérique du lessivage du colorant pour l'étude du temps de séjour du sang dans les dispositifs d'assistance ventriculaire. Int. J.Artif. Organes 41, 201–212. https://doi.org/10.1177/0391398817752877 (2018).

Article CAS PubMed Google Scholar

Fang, P. et al. Aperçu du faible taux de thrombose dans la pompe avec le compagnon de cœur 3 : le pouls artificiel améliore-t-il le lavage ?. Devant. Cardiovasculaire. Méd. 9, 775780. https://doi.org/10.3389/fcvm.2022.775780 (2022).

Article PubMed PubMed Central Google Scholar

Leverett, LB, Hellums, JD, Alfrey, CP & Lynch, EC Dommages aux globules rouges par la contrainte de cisaillement. Biophys. J. 12, 257–273. https://doi.org/10.1016/S0006-3495(72)86085-5 (1972).

Article CAS PubMed PubMed Central Google Scholar

Hellums, JD 1993 Conférence Whitaker : Biorhéologie dans la recherche sur la thrombose. Anne. Biomédical. Ing. 22, 445–455. https://doi.org/10.1007/BF02367081 (1994).

Article CAS PubMed Google Scholar

Richez, U. et al. Hémocompatibilité et sécurité de la membrane hybride cœur artificiel total Carmat. Helyon 5, e02914. https://doi.org/10.1016/j.heliyon.2019.e02914 (2019).

Article PubMed PubMed Central Google Scholar

Thamsen, B. et al. Analyse numérique du potentiel d'endommagement du sang des pompes à sang rotatives heartmate ii et heartware hvad. Artif. Organes 39, 651–659. https://doi.org/10.1111/aor.12542 (2015).

Article PubMed Google Scholar

Brockhaus, MK et al. Réduction des effectifs d'un cœur artificiel total pulsatile - l'effet sur l'hémolyse. ASAIO J. 1992(68), 34–40. https://doi.org/10.1097/MAT.0000000000001415 (2022).

Article Google Scholar

Klusak, E. & Quinlan, NJ Mesures haute résolution du débit de fuite à l'intérieur de la charnière d'un modèle de charnière de valve cardiaque mécanique à grande échelle. Cardiovasculaire. Ing. Technol. 10, 469–481. https://doi.org/10.1007/s13239-019-00423-4 (2019).

Article PubMed Google Scholar

Kuan, YH et al. Comparaison des champs de microflux charnière des valves cardiaques mécaniques à bileaflet implantées dans différentes formes de sinus et géométrie en aval. Calcul. Méthodes Biomech. Biomédical. Ing. 18, 1785–1796. https://doi.org/10.1080/10255842.2014.964220 (2015).

Article Google Scholar

Hanafizadeh, P., Mirkhani, N., Davoudi, MR, Masouminia, M. & Sadeghy, K. Simulation non newtonienne du flux sanguin de la phase diastolique dans une valve cardiaque mécanique à bileaflet implantée dans une racine aortique réaliste contenant des artères coronaires. Artef. Organes 40, E179–E191. https://doi.org/10.1111/aor.12787 (2016).

Article PubMed Google Scholar

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JB PhD financé à 50/50 par Scandinavian Real Heart AB et EPSRC (Référence : 2426107). Les auteurs remercient le Research Computing Group de l'Université de Bath (http://doi.org/10.15125/b6cd-s854) pour leur soutien dans ce travail.

Département de génie mécanique, Université de Bath, Bath, Royaume-Uni

Joseph Bornoff, Harinderjit Gill, Andrew N. Cookson et Katharine H. Fraser

Scandinavian Real Heart AB, Västerås, Suède

Azad Najar, Thomas Finocchiaro et Ina Laura Perkins

Faculté des sciences et de la technologie, Université de Twente, Twente, Pays-Bas

Libera Fresiello

Centre d'innovation thérapeutique, Université de Bath, Bath, Royaume-Uni

Harinderjit Gill, Andrew N. Cookson et Katharine H. Fraser

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JB a rédigé le manuscrit et effectué l'analyse informatique. LF a effectué une analyse expérimentale. AN, ILP et TF ont conçu le concept/conception. HG, ANC et KHF ont effectué l'interprétation des données. Tous les auteurs ont examiné et approuvé le manuscrit.

Correspondance à Katharine H. Fraser.

AN, TF et ILP sont des employés ou des consultants et/ou des actionnaires de Scandinavian Real Heart AB. JB, LF, HG, ANC et KHF ne déclarent aucun conflit d'intérêts potentiel.

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Réimpressions et autorisations

Bornoff, J., Najar, A., Fresiello, L. et al. Modélisation de l'interaction fluide-structure d'un cœur artificiel total à déplacement positif. Sci Rep 13, 5734 (2023). https://doi.org/10.1038/s41598-023-32141-2

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Reçu : 23 décembre 2022

Accepté : 23 mars 2023

Publié: 14 avril 2023

DOI : https://doi.org/10.1038/s41598-023-32141-2

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