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Jul 10, 2023

Scientific Reports volumen 13, Número de artículo: 5734 (2023) Citar este artículo

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Para aquellos que sufren de insuficiencia cardíaca biventricular en etapa terminal, y donde un trasplante de corazón no es una opción viable, se puede usar un corazón artificial total (TAH) como dispositivo puente para el trasplante. El Realheart TAH es un corazón artificial de cuatro cámaras que utiliza una técnica de bombeo de desplazamiento positivo que imita el corazón nativo para producir un flujo pulsátil gobernado por un par de válvulas cardíacas mecánicas bivalvas. El objetivo de este trabajo fue crear un método para simular la hemodinámica en bombas de sangre de desplazamiento positivo, usando dinámica de fluidos computacional con interacción fluido-estructura para eliminar la necesidad de datos de movimiento de válvulas in vitro preexistentes, y luego usarlos para investigar el rendimiento del Realheart TAH en una variedad de condiciones de funcionamiento. El dispositivo se simuló en Ansys Fluent durante cinco ciclos a velocidades de bombeo de 60, 80, 100 y 120 lpm y con longitudes de carrera de 19, 21, 23 y 25 mm. Los componentes móviles del dispositivo se discretizaron utilizando un enfoque de malla desbordada, se utilizó un novedoso algoritmo combinado de acoplamiento débil-fuerte entre los solucionadores de fluidos y estructurales, y se utilizó un esquema de pasos de tiempo variable personalizado para maximizar la eficiencia y precisión computacional. Un modelo de Windkessel de dos elementos se aproximó a una respuesta de presión fisiológica en la salida. Los resultados de la tasa de flujo y la presión del volumen de flujo de salida transitorio se compararon con experimentos in vitro utilizando un simulador cardiovascular híbrido y mostraron una buena concordancia, con errores cuadráticos medios máximos del 15 % y el 5 % para las tasas de flujo y las presiones, respectivamente. Se simuló el lavado ventricular y mostró un aumento a medida que aumentaba el gasto cardíaco, con un valor máximo del 89 % después de cuatro ciclos a 120 lpm 25 mm. También se midió la distribución de la tensión de cizallamiento a lo largo del tiempo, lo que mostró que no más del \(4,5\times 10^{-4}\)% del volumen total excedía los 150 Pa con un gasto cardíaco de 7 L/min. Este estudio demostró que este modelo es preciso y robusto en una amplia gama de puntos operativos, y permitirá realizar estudios futuros rápidos y efectivos en las generaciones actuales y futuras de Realheart TAH.

La insuficiencia cardíaca (IC) afecta a más de 64 millones de personas en todo el mundo, y los casos aumentaron casi un 92 % entre 1990 y 20171. Casos graves de IC (síntomas de clase IV de la New York Heart Association2), como IC biventricular terminal que afecta a ambos lados del corazón, requieren un trasplante de corazón. Sin embargo, el número de corazones de donantes disponibles es limitado y las listas de espera para trasplantes continúan creciendo3. Los médicos pueden recurrir al soporte circulatorio mecánico (MCS, por sus siglas en inglés) como un medio para cerrar la brecha para el trasplante, y el tipo de HF dicta qué MCS se puede usar. En casos de insuficiencia de ventrículo único, se puede usar un dispositivo de asistencia ventricular (VAD) para ayudar al ventrículo a bombear sangre; sin embargo, en casos de insuficiencia cardíaca biventricular en etapa terminal, un corazón artificial total (TAH), que reemplaza por completo la función de el corazón nativo, es más apropiado4.

Hay dos métodos principales de bombeo de los dispositivos MCS: rotatorio y de desplazamiento positivo. Los VAD más recientes son dispositivos rotativos5,6,7. Estos contienen un solo impulsor giratorio que proporciona energía cinética a la sangre que se convierte en cabeza de presión mediante álabes de estator (en una bomba de flujo axial) o una voluta (en una bomba de flujo centrífugo). Las bombas rotativas generalmente producen un flujo continuo, pero al variar la velocidad de rotación del impulsor, se pueden hacer para producir una forma de onda de flujo pulsátil. Los TAH generalmente emplean un método de bombeo de desplazamiento positivo, en el cual la sangre es empujada desde el dispositivo por una membrana o placa de empuje, impulsada eléctrica o neumáticamente, para producir un flujo pulsátil8,9,10. Las bombas rotativas también se han utilizado como TAH11,12 y las bombas de desplazamiento positivo también se han utilizado como VAD13,14,15,16. Si bien los dispositivos de flujo continuo son generalmente más pequeños que las bombas pulsátiles y han demostrado ser más robustos y confiables en comparación con la tecnología VAD de desplazamiento positivo anterior, los estudios han demostrado los beneficios fisiológicos de la pulsatilidad, tanto dentro del dispositivo como en todo el cuerpo17,18.

En el mercado actualmente solo hay un TAH: el Syncardia TAH (Syncardia Systems, Tucson AZ, EE. UU.), aprobado por la FDA como un dispositivo puente para trasplante, es un TAH de desplazamiento positivo accionado neumáticamente que produce un flujo pulsátil de más de 9 L/min8. Sin embargo, sufre de infecciones de transmisión y eventos tromboembólicos relacionados19. Varios otros dispositivos están progresando hacia la aprobación y esperan superar los problemas con Syncardia TAH. La CARMAT Aeson TAH (Carmat, París, Francia) es otra bomba de desplazamiento positivo que tiene como objetivo mejorar la biocompatibilidad mediante el uso de una membrana biológica y válvulas cardíacas bioprotésicas9. Recientemente se le otorgó la marca CE en Europa y obtuvo la aprobación para los primeros estudios de factibilidad en los Estados Unidos20. El ReinHeart TAH (ReinHeart, Aachen, Alemania) utiliza una placa de empuje accionada mecánicamente para alternar el bombeo entre dos ventrículos artificiales, un enfoque diferente en comparación con Syncardia (neumático) y CARMAT (hidráulico)21. El Cleveland Clinic CFTAH (Cleveland Clinic, Cleveland OH, EE. UU.) y BiVACOR TAH (BiVACOR, Houston TX, EE. UU.) son TAH rotatorios que proporcionan flujo sistémico y pulmonar utilizando un solo rotor móvil suspendido por cojinetes hidrodinámicos y de levitación magnética, respectivamente11, 12 Realheart TAH (Scandinavian Real Heart, Västerås, Suecia) es una bomba novedosa de cuatro cámaras y dos lados que puede administrar más de 7 l/min e imita la mecánica del corazón nativo al traducir el plano auriculoventricular (AV) a producen un flujo pulsátil, cuya dirección se rige por un par de válvulas cardíacas mecánicas bivalvas (BMHV)10,22.

La dinámica de fluidos computacional (CFD) es una herramienta fundamental que se ha utilizado para investigar las características de flujo y el rendimiento de los VAD y los TAH cuando no es posible realizar mediciones experimentales completas, con dispositivos rotatorios entre los simulados con mayor frecuencia23,24,25. El potencial hemolítico del CFTAH de la Clínica Cleveland se redujo a través de simulaciones de diferentes diseños de impulsor derecho26, usando un modelo CFD previamente validado que acoplaba soluciones electromagnéticas y de flujo de fluidos27. Algunos dispositivos de asistencia ventricular izquierda (LVAD) de desplazamiento positivo, incluido el Penn State LVAD28, también se han estudiado numéricamente utilizando enfoques similares a los utilizados en los TAH29,30,31. Usando el desplazamiento predefinido de las válvulas de membrana y monovalva, un modelo computacional mostró que los modelos más pequeños de Syncardia TAH tenían más probabilidades de encontrar niveles elevados de tensión de cizallamiento, debido al aumento de las frecuencias de bombeo y a los volúmenes sistólicos más pequeños32. Para el CARMAT TAH, primero se llevó a cabo una simulación de interacción fluido-estructura (FSI) para obtener el desplazamiento de la membrana y la válvula, seguida posteriormente de una simulación CFD para investigar la tensión de cizallamiento dentro del dispositivo33. Luego, este modelo se utilizó para investigar el lavado numérico del dispositivo34 y el daño a los componentes sanguíneos35. También se realizaron simulaciones del ReinHeart TAH utilizando un enfoque FSI particionado para lograr un método estable36, y el método se utilizó posteriormente para investigar el lavado del dispositivo con diferentes orientaciones de la válvula de entrada37.

Previamente, se realizó un estudio CFD del Realheart TAH, donde Kelly et al.38 utilizaron un método FSI de límite sumergido para evaluar diferentes enfoques para capturar el movimiento BMHV dentro del dispositivo. Llegaron a la conclusión de que el uso de datos in vitro del movimiento de la válvula, capturados mediante análisis de video, arrojaron resultados adecuados en un punto operativo determinado. Sin embargo, este enfoque se limitó a simular solo las condiciones en las que se disponía de datos in vitro. Además, el método del límite sumergido no pudo resolver con precisión la interfase entre la válvula y el fluido, lo que provocó una resolución deficiente de la tensión de cizallamiento en esta área. Anteriormente, desarrollamos un nuevo método de modelado de movimiento de válvula que utilizaba una malla superpuesta, un método de acoplamiento débil-fuerte combinado novedoso y un paso de tiempo variable para capturar de manera confiable el movimiento FSI de las válvulas cardíacas mecánicas que se encuentran dentro de las bombas de sangre de desplazamiento positivo39. Este enfoque no requería datos de movimiento de válvula in vitro preexistentes para que el modelo funcionara y, en cambio, podría aplicarse a una variedad de condiciones operativas. El método se probó en una bomba cilíndrica simple en la que la válvula proximal se trasladaba y la válvula distal permanecía en una posición fija.

El objetivo de este estudio fue emplear este método de modelado de movimiento de válvula para un modelo de dispositivo completo del Realheart TAH. Se evaluó la variación en el caudal, la presión, la cinemática de la válvula, la tensión de cizallamiento y el lavado del líquido del dispositivo para determinar una variación en la frecuencia cardíaca y la longitud de la carrera.

El modelo computacional se desarrolló para el Realheart V11c, un dispositivo prototipo heredado que se usó en ensayos bovinos agudos40 y tiene una gran cantidad de datos in vitro disponibles para la validación del modelo computacional. Las versiones más nuevas de Realheart TAH, tanto en las etapas de prototipo como de concepto, funcionan de manera similar pero tienen variaciones geométricas, por lo que será sencillo extender el modelado a estos después de la validación. El dispositivo completo se compone de dos bombas, como el corazón nativo. Cada bomba (fig. 1a) tiene cámaras atrial y ventricular, un conducto de salida que contiene la válvula aórtica y un pistón cilíndrico (cilindro AV) que funciona como plano AV y alberga la válvula mitral. El cilindro AV está conectado a la aurícula y al ventrículo a través de una membrana deformable. La sangre entra a través de una entrada auricular, donde llena las aurículas. El cilindro AV se traslada sinusoidalmente para empujar la sangre hacia el ventrículo, aumentando la presión ventricular, que a su vez mueve la sangre a través de la válvula aórtica y a través de la salida del conducto. Las válvulas son ON-X BMHV, que utilizan un mecanismo de pivote accionado para permitir un ángulo de apertura de hasta \({90}^\circ\) que promueve el flujo laminar, lo que da como resultado una hemodinámica mejorada, una reducción de la hemólisis y la trombogenicidad41.

El modelo se creó usando el mismo método desarrollado anteriormente39, utilizando un enfoque desbordado para combinar las diferentes partes móviles. En el enfoque de mallado desbordado, se utiliza una zona de fondo Euleriana estática, con zonas de componentes superpuestas que contienen las partes sólidas en movimiento. La interfaz entre los sólidos en movimiento y el fluido se captura explícitamente dentro de la zona del componente, lo que permite mallas consistentes y refinadas en estas ubicaciones. No se produce deformación de la malla cuando la pieza se mueve, sino que se mueve toda la zona del componente y los datos se transfieren entre las mallas superpuestas y estáticas, de forma similar a un enfoque FSI lagrangiano. Usando Ansys Design Modeller V2021 R2 (Ansys Inc., Canonsburg, PA, EE. UU.), se crearon un total de seis zonas superpuestas (Fig. 1b): una zona de fondo que contenía la aurícula, el ventrículo y el conducto de salida, una zona del cilindro AV y dos zonas por válvula cardíaca para cada válvula. La deformación de las membranas no fue modelada explícitamente. En cambio, la forma de la deformación se aproximó utilizando la forma de la superposición de las paredes de la zona del cilindro AV y la zona de fondo (Fig. 1c, d). El método de bombeo del dispositivo, con todos los componentes móviles, se puede ver en los videos complementarios S1 a S3.

Dominio computacional y malla del modelo Realheart TAH CFD, que muestra (a) un esquema del TAH, con las ubicaciones de la entrada y la salida, el conducto de salida, las regiones auricular y ventricular junto con la membrana conectiva que une el cilindro AV de traducción con estas regiones. (b) La malla interna y las ubicaciones de las seis zonas de componentes superpuestos: fondo, cilindro AV, dos valvas mitrales y dos valvas aórticas. ( c ) Forma de la superposición entre el cilindro AV y las aurículas y el ventrículo (encerrados en un círculo rojo) al final de la sístole y ( d ) al final de la diástole. (e) Ubicaciones de las pequeñas brechas periféricas (encerradas en un círculo rojo) que quedan excluidas debido al modelo de brecha en (f) la inicialización.

Cada zona superpuesta se malla por separado usando Ansys Fluent Meshing V2021 R2 (Ansys Inc.) usando una malla híbrida poliédrica y hexaédrica. Se usaron capas de inflación en todas las paredes para capturar la capa límite fluida. Se usó el apresto local en la superficie de las valvas de las válvulas y las caras que rodean directamente las valvas. Adicionalmente, se utilizaron cuerpos de influencia alrededor de las válvulas para obtener una malla más fina en esta zona.

Se llevó a cabo un estudio de convergencia de mallas y se generaron tres mallas que representan una malla gruesa, media y fina con recuentos de elementos totales de 280 k, 800 k y 4,5 m. Una vez inicializado el modelo, el número total de celdas de resolución fue de 165 k, 480 k y 2,4 m.

Un simulador cardiovascular híbrido, compuesto por un dominio computacional de parámetros agrupados que modelaba el sistema cardiovascular y un componente hidráulico físico con cámaras de flujo, se adaptó y conectó al Realheart TAH para formar un bucle y la respuesta hemodinámica del dispositivo en condiciones fisiológicamente realistas. fue medido22. Un sensor de presión (PPG Honeywell, Columbus, OH, EE. UU.) midió la presión aórtica izquierda justo aguas abajo de la válvula aórtica, y un medidor de flujo Transonic (ME24 PXN, T402 Transonic Systems Inc, Ithaca, NY, EE. UU.) midió el flujo de salida izquierdo tarifas Los datos se adquirieron a 1000 Hz a través de una placa DAQ de National Instrument y se capturaron en LabVIEW 2019 (National Instrument, Austin, EE. UU.).

Se impuso una condición de contorno de presión constante en la entrada. El valor se aproximó a la presión venosa pulmonar y se obtuvo utilizando la presión de entrada de la aurícula izquierda promediada en el tiempo del simulador cardiovascular híbrido. Se aplicó un modelo de Windkessel de dos elementos en la salida, aproximando la vasculatura aguas abajo, o en este caso, el bucle aguas abajo del simulador cardiovascular híbrido, y generó una variación fisiológica en la presión de salida42.

En el simulador cardiovascular híbrido, los valores de impedancia se establecieron en una complacencia \(C = 0,6\) ml/mmHg y una resistencia \(R = 16,7\) Unidades Wood22. Para la simulación FSI, los parámetros de impedancia fueron los mismos que los valores experimentales, con la excepción de que la distensibilidad se incrementó en 0,2 ml/mmHg adicionales para tener en cuenta las distensibilidades parasitarias dentro de los componentes mecánicos del simulador cardiovascular híbrido. La presión de Windkessel se inicializó como la presión aórtica promediada en el tiempo observada en el simulador híbrido. Se colocaron condiciones antideslizantes en todas las paredes del modelo y se usaron límites de desbordamiento en las caras exteriores de las zonas de desbordamiento para permitir la creación de la malla continua única.

Se asignaron funciones definidas por el usuario a las cinco zonas desplazadas invertidas (cilindro AV de traslación, valvas de válvula mitral de traslación y rotación y valvas de válvula aórtica rotatoria) que establecieron las características de movimiento de cada zona. La traslación del cilindro AV y la válvula mitral se describió mediante una función sinusoidal por partes que producía un movimiento diferente para la traslación hacia abajo (sistólica) y hacia arriba (diastólica). La relación entre la duración de la sístole y la diástole fue del 40 %:60 %, lo que equivale a un tiempo más corto en la sístole que en la diástole. Las velocidades por partes del cilindro AV y la válvula mitral se describen en la ecuación. (1) para las fases sistólica y diastólica del primer ciclo,

donde \(T_{dias}\) y \(T_{sys}\) era la duración de las fases diastólica y sistólica, y \(\omega\) variaba para sístole y diástole (\(\omega _{sys} = \pi /T_{sys}\) y \(\omega _{dias} = \pi /T_{dias}\)). Esta ecuación permitió la variación de la amplitud de bombeo A, mm, la frecuencia de bombeo o frecuencia cardíaca f, lpm y la relación sistólica-diastólica. El valor de A se determinó a partir de la salida de datos de diagnóstico de la bomba durante el estudio in vitro, donde A se derivó del desplazamiento del plano AV a lo largo del tiempo. Para igualar los datos experimentales del simulador híbrido, se variaron A y f para crear 16 condiciones operativas diferentes con longitudes de brazada de 19–21–23–25 mm y frecuencias cardíacas de 60–80–100–120 lpm.

Las características de rotación de las valvas de las válvulas se definieron en el conjunto de funciones definidas por el usuario, que asignó la masa, el momento de inercia y el centro de rotación de cada valva. Con base en las dimensiones de los foliolos y un material de carbón pirolítico, cada foliolo pesaba aproximadamente 0,35 g, dando lugar a un momento de inercia de \(2\times 10^{-8}\) kg \(\hbox {m} ^2\), y tenía un grado de rotación alrededor del eje x. Según el método de movimiento de la válvula desarrollado previamente, se descuidó el mecanismo de pivote de la válvula bivalva y se utilizó un ángulo de apertura máximo de \({84}^\circ\)39. Los folletos estaban restringidos entre \({40}^\circ\) y \({84}^\circ\) cuando estaban completamente cerrados y completamente abiertos, respectivamente. El centro de rotación de la válvula aórtica estaba fijo en el espacio, mientras que el centro de rotación de la válvula mitral se movía con el desplazamiento AV a lo largo del tiempo.

Se usó Ansys Fluent V2021 R2 (Ansys Inc.) para resolver las ecuaciones para el flujo de fluido, y se usó el solucionador de seis grados de libertad integrado para el movimiento del cuerpo rígido de las valvas de la válvula.

En el modelo que desarrollamos previamente39, el flujo de fluido y el movimiento del cuerpo rígido se combinaron mediante una combinación de fases explícitas débiles e implícitas fuertes para mejorar la estabilidad y la eficiencia computacional. Para este estudio, se modificó el acoplamiento fuerte para que se habilitara cuando el ángulo de cualquier válvula de válvula fuera menor que \({84}^\circ\) y la velocidad angular de la válvula fuera de más de 0 rad/s, con un factor de relajación de movimiento de 0.4. Este cambio se realizó para mejorar la estabilidad de la solución, ya que las inestabilidades se encontraron utilizando el mismo enfoque que se tomó anteriormente. Por lo tanto, el acoplamiento débil solo se permitió cuando las valvas estaban estacionarias, definidas como que la velocidad angular de todas las valvas de la válvula era 0 rad/s.

Se calculó que el número de Reynolds máximo era 9100 en el conducto de salida del dispositivo utilizando el caudal máximo a una frecuencia cardíaca de 120 lpm y una longitud de carrera de 25 mm. Esto lo colocó en el régimen turbulento y, como tal, las ecuaciones inestables de Navier-Stokes promedio de Reynolds (RANS) se resolvieron con el modelo SST \(k-\omega\) para el cierre de la turbulencia, un enfoque adoptado por otros al simular corazones artificiales32, 37.

En realidad, habrá un contacto no perfecto entre la hoja de la válvula y el alojamiento de la válvula cuando la hoja esté en la posición completamente cerrada, creando un espacio periférico delgado. Tal efecto no fue modelado en este caso para evitar una densidad de malla muy alta en esta región y mejorar la eficiencia computacional. En su lugar, se utilizó la función de modelo de brecha dentro de Fluent, donde se definió una distancia de brecha umbral entre las hojas y la carcasa, así como la brecha media entre las hojas, por lo que por debajo de esta distancia, los elementos estarían bloqueados y una perfecta se asumiría el sello (que se muestra en la Fig. 1e,f).

El solucionador acoplado se utilizó para las ecuaciones RANS, utilizando un esquema de gradiente de mínimos cuadrados y esquemas de presión y momento de segundo orden. La relajación de la solución con un valor de 0,75 se utilizó para esquemas de presión y cantidad de movimiento, así como términos de orden superior. Esto mejoró la convergencia y la estabilidad de la solución. La sangre se aproximó como newtoniana, con una densidad \(\rho =\) 1060 kg/\(\hbox {m}^3\) y una viscosidad fija de \(\mu =\) 3,5\(\times 10^{- 3}\) N/m \(\hbox{s}^2\)43.

Se incluyó un modelo de transporte escalar euleriano pasivo, en el que se resolvió la ecuación de advección transitoria para el lavado de sangre en todo el dispositivo. En la entrada, se asignó un valor de 1, que equivalía a sangre nueva, y el campo escalar se inicializó con un valor de 0.

Cada condición se simuló durante cinco ciclos en un sistema HPC en la nube de Microsoft Azure operado por la Universidad de Bath44, utilizando 32 núcleos Intel Xeon Platinum 8168, y tomó un promedio de 1440 horas de núcleo para completarse. Los gráficos de contorno se crearon en Ansys Fluent. Los datos se representaron utilizando MATLAB (Versión 2020b, The MathWorks Inc., Natick, Massachusetts). La convergencia cíclica se evaluó calculando el error cuadrático medio (RMSE) de ciclo a ciclo de la tasa de flujo de volumen de salida y la presión aórtica, donde una disminución en RMSE con un aumento en el número de ciclos indicó convergencia cíclica, lo que resultó en cinco ciclos siendo suficiente para la convergencia. Los resultados del lavado se extrajeron al final de cuatro ciclos para compararlos con otros estudios34,38, mientras que los datos de esfuerzo cortante se obtuvieron durante el quinto ciclo.

Las tres mallas se compararon utilizando la variación en el caudal volumétrico de salida (Fig. 2a), el ángulo de las valvas de la válvula (Fig. 2b) y el esfuerzo cortante de la pared promediado por área en las valvas de la válvula (Fig. 2c) en el transcurso de dos ciclos en una frecuencia cardíaca de 120 lpm y una longitud de brazada de 25 mm. En todos los casos, las mallas media y fina fueron muy similares, mientras que la malla gruesa mostró algunas pequeñas diferencias, sobre todo en el ángulo de las valvas. El RMSE entre malla media y fina fue de 1,74 l/min (5,2 % del valor máximo) para el caudal volumétrico, \({3,6}^\circ\) y \({3,1}^\circ\) (8,1 % y 7,0 % del valor máximo) para el ángulo de la válvula, y 7,9 Pa y 5,1 Pa (6,5 % y 8,6 % de los valores máximos) para el esfuerzo cortante de la pared promediado por área. En todos los casos la malla gruesa arrojó mayores valores de RMSE. El tiempo total del reloj de pared para cada malla fue de 9 h, 18 h y 92 h. Teniendo en cuenta la precisión de la simulación, así como la estabilidad y el tiempo de simulación, la malla media se consideró suficiente para usar en el estudio.

Resultados del estudio de mallas para las mallas gruesa, mediana y fina, que muestran (a) tasa de flujo de volumen de salida transitoria, (b) ángulo de la valva transitoria para la valva de la válvula mitral izquierda y aórtica izquierda y (c) esfuerzo cortante transitorio de la pared promediado por área para la valvas mitral izquierda y aorta izquierda.

La convergencia cíclica se evaluó mediante RMSE: en un punto de operación de 100 lpm y 21 mm, lo que equivale a 5 l/min, RMSE como porcentaje del valor máximo para el caudal volumétrico de salida cayó del 9,4 % entre el primer y el segundo ciclo, al 5,6% entre el cuarto y el quinto ciclo, mientras que el RMSE para la presión aórtica descendió del 0,8 al 0,2%. Entonces se consideró que el quinto ciclo convergía cíclicamente. En la figura 3 se muestra un ejemplo de la variación temporal en los gráficos de contorno de presión y velocidad, la tasa de flujo y la presión aórtica, en un punto operativo de frecuencia cardíaca a 100 lpm y una longitud de carrera de 21 mm. Las animaciones de la velocidad, la presión, el lavado y el movimiento de malla se pueden encontrar en los videos complementarios S1 a S3 para gastos cardíacos bajos, medios y altos. El ciclo comenzaba en la mitad de la diástole, donde el cilindro AV se trasladaba hacia arriba. Se observaron dos vórtices de rotación contraria en el ventrículo a medida que la sangre bajaba pasando la válvula mitral. La válvula mitral se cerró al comienzo de la sístole cuando el cilindro AV comenzó a moverse hacia abajo, lo que creó un gradiente de presión positivo a través de la válvula aórtica, lo que hizo que se abriera. Durante la sístole, se extrajo sangre nueva a través de la entrada que creó un vórtice en el centro de la aurícula. La sangre fue empujada desde el ventrículo hasta la salida, donde aceleró más allá de la unión del flujo de salida del ventrículo, subió por el conducto de salida y pasó por la válvula aórtica, creando una estructura prominente de tres chorros al pasar por la válvula. La tasa máxima de flujo de salida se observó a mitad de la sístole, cuando el cilindro AV se traducía hacia abajo a la máxima velocidad, y la presión máxima de salida se producía justo antes del final de la sístole. La válvula aórtica se cerró al comienzo de la diástole debido al reflujo extraído a través de la salida. Una vez que se cerró, se creó un gradiente de presión negativa a través de la válvula mitral que hizo que se abriera y se reiniciara el ciclo.

(a) campo de flujo de velocidad y (b) diagramas de contorno de presión en sístole media, sístole final, diástole media y diástole final en un punto de operación de 100 lpm 21 mm, lo que equivale a 5 L/min. Las flechas negras en la mitad de la sístole y la mitad de la diástole indican la dirección del plano AV. (c) Caudal volumétrico de salida transitorio y presión de salida. Las regiones grises de la trama denotan diástole, mientras que las regiones blancas son sístole.

La tasa de flujo de volumen transitorio, \(Q_{\text {out}}\) (L/min) y la presión, \(P_{\text {out}}\) (mmHg) en la salida se comparó con el in vitro datos obtenidos del equipo híbrido para los 16 puntos operativos diferentes que se consideraron (Fig. 4a,b). Cualitativamente, hubo una buena concordancia entre la presión y el caudal simulados y experimentales. Se observaron pequeñas diferencias en la tasa de flujo al final de cada pulso cuando los resultados experimentales oscilaron más que los resultados simulados, lo que puede atribuirse a simplificaciones del modelo en comparación con el simulador cardiovascular híbrido completo; específicamente, las ondas se reflejan desde los componentes rígidos aguas abajo. Cuantitativamente, el RMSE máximo para \(P_{\text {out}}\) como porcentaje del pico \(P_{\text {out}}\) fue del 5 %, ocurriendo a 80 lpm 19 mm. El RMSE máximo para \(Q_{\text {out}}\) como porcentaje del pico \(Q_{\text {out}}\) fue del 15 %, ocurriendo a 100 lpm 19 mm. Las relaciones entre la media \(Q_{\text {out}}\) y la presión del pulso con la longitud de la brazada y la frecuencia cardíaca se caracterizan en la Fig. 4c,d. La media de \(Q_{\text {out}}\) aumentó linealmente con un aumento de la frecuencia cardíaca y la longitud de la brazada, con un valor máximo de 7,1 L/min a 120 lpm 25 mm y un valor mínimo de 2,8 L/min a 60 lpm 19 mm. La presión del pulso aumentó linealmente con la longitud de la brazada, pero se mantuvo mayormente constante con una variación en la frecuencia cardíaca. La presión de pulso máxima fue de 43,6 mmHg, ocurriendo también a 120 lpm 25 mm, mientras que la mínima fue de 34 mmHg, ocurriendo también a 60 lpm 19 mm.

Comparación entre datos simulados y experimentales del simulador cardiovascular híbrido de (a) presión de salida y presión aórtica y (b) tasa de flujo de volumen de salida y tasa de flujo de volumen de salida que muestra una buena concordancia cualitativa entre los conjuntos de datos. (c) Tasa de flujo de volumen de salida promedio contra la frecuencia cardíaca para un cambio en la longitud de carrera. (d) Presión del pulso de salida frente a la longitud de la brazada con un cambio en la frecuencia cardíaca.

Los datos de videos del movimiento de la válvula in vitro registrados a una frecuencia de 200 Hz38, con la condición de operación de 100 lpm 25 mm, se compararon con el movimiento de la válvula de las simulaciones (Fig. 5a). Se vio que ambas válvulas comenzaban a cerrarse y terminaban de cerrarse en momentos similares. La duración de las etapas completamente abierta y completamente cerrada para ambas válvulas también es similar, con solo una diferencia de 0,01 s (equivalente a 2 cuadros de datos de video) en ambos casos. Se seleccionaron tres puntos de tiempo y la válvula mitral se comparó visualmente entre los dos conjuntos de datos en la Fig. 5b. Se observó un comportamiento de apertura y cierre similar, en particular la "estabilización" del ángulo de la valva mitral al abrirse, que se produjo en ambos conjuntos de datos. No fue posible medir los ángulos exactos de los videos. La hora de inicio y la hora de finalización de la fase de apertura fueron muy parecidas en los datos in vitro y simulados; sin embargo, las imágenes revelan algunas discrepancias entre los ángulos de las valvas de la válvula mitral en los datos de video y los datos simulados.

( a ) Comparación transitoria de los ángulos de la válvula aórtica y mitral entre datos simulados e in vitro. En ambos casos se utilizó el ángulo de la válvula izquierda simulado. Las líneas azules sólidas representan completamente abierto y completamente cerrado. Las líneas azules discontinuas representan la transición entre los dos estados y no las características reales del movimiento de la válvula. (b) Comparación de imágenes entre la captura de video in vitro y la posición de la válvula mitral simulada. Los puntos numerados corresponden a los puntos (a), donde el punto 1 es la válvula mitral completamente abierta, el punto 2 es durante el cierre de la válvula mitral y el punto 3 es durante la apertura de la válvula mitral. Las valvas de la válvula mitral se muestran en gris oscuro, mientras que el gris claro es el resto de la carcasa de la bomba. (c) Comparación de las valvas de la válvula mitral izquierda y derecha para el GC más bajo (60 lpm 19 mm) que equivale a 3 L/min, y el GC más alto (120 lpm 25 mm) que equivale a 7 L/min, donde \({ 0}^\circ\) está completamente cerrado y \({44}^\circ\) está completamente abierto.

Hubo alguna variación en el comportamiento de la cinemática simulada de las valvas de la válvula mitral entre los puntos operativos cuando la válvula estaba en la fase abierta. La Figura 5c muestra la variación en el ángulo de la valva mitral izquierda y derecha para los gastos cardíacos (GC) más bajos y más altos. Se observaron oscilaciones en los ángulos de las valvas izquierda y derecha con CO bajo, y la valva izquierda comenzó a cerrarse un poco antes. Este comportamiento asimétrico de las valvas de la válvula no fue tan prominente a un CO alto, donde las dos valvas comenzaron a cerrarse en momentos similares y no mostraron el mismo comportamiento oscilante durante la fase completamente abierta. Este comportamiento no se observó para la válvula aórtica. En cambio, la apertura y el cierre de ambas valvas de la válvula aórtica ocurrieron al mismo tiempo y no hubo oscilación durante la fase completamente abierta.

Los contornos del lavado después de cuatro ciclos para los puntos de operación de CO bajo, medio y alto se muestran en la Fig. 6a. Esto mostró un aumento en el lavado con un aumento en el CO. La mayor parte de la región auricular se lavó por completo en las tres condiciones, con el lado derecho de la aurícula y la parte superior del cilindro AV por debajo del 100 % en la parte baja y media. CO medio. Las regiones del ventrículo y del conducto de salida mostraron la mayor variación espacial en el lavado entre las tres condiciones, y el lavado en estas áreas aumentó a medida que aumenta el CO. Las áreas de lavado más bajo se observaron en el límite entre el cilindro AV y la región del ventrículo, sin embargo, la sangre nueva ingresaba continuamente a esta área durante la diástole. El escalar de lavado se calculó en el punto de monitorización ventricular definido en la figura 1b. El lavado ventricular al final de los cuatro ciclos fue del 64%, 80% y 89% para los tres CO respectivamente.

(a) Gráficas de contorno de lavado para CO bajo (60 lpm 19 mm), medio (100 lpm 21 mm) y alto (120 lpm 25 mm), equivalente a 3, 5 y 7 L/min. (b) Tasa de lavado ventricular frente a la tasa de flujo de volumen medio para los 16 puntos operativos simulados.

Para comparar el rendimiento de lavado de cada punto de operación, el valor de lavado ventricular al final de cuatro ciclos se normalizó por el tiempo total, llegando a una tasa de lavado ventricular, que se muestra en la Fig. 6b. Se observó una tendencia principalmente lineal en la tasa de lavado con respecto a la tasa de flujo volumétrico medio, especialmente a tasas de flujo más bajas. Se produjo una tasa máxima de aproximadamente 40 %/s a 120 lpm 25 mm. La tasa de lavado se estabilizó en longitudes de brazada altas, y la magnitud de la estabilización aumentó a medida que aumentaba la frecuencia cardíaca.

La variación temporal en los esfuerzos cortantes se investigó usando el esfuerzo cortante escalar medio ponderado por volumen, \({\overline{\sigma }}\) (Pa), que se calculó usando la ecuación. (2) para cada punto de operación en cada paso de tiempo,

donde V era el volumen total de la bomba, \(\sigma\) era el esfuerzo cortante escalar, n era el número de elementos fluidos y \(V_i\) era el volumen de un elemento fluido dado. La variación en \({\overline{\sigma }}\) con el tiempo se muestra en la Fig. 7a.

(a) Esfuerzo cortante escalar medio ponderado por volumen (\({\overline{\sigma }}\)) contra el tiempo para las diferentes condiciones simuladas. MD se refiere a la mitad de la diástole, mientras que MS se refiere a la mitad de la sístole. (b) \({\overline{\sigma }}\) promediado en el tiempo contra el caudal volumétrico medio para cada una de las condiciones simuladas. (c) Volumen porcentual promedio de sangre expuesta a un esfuerzo cortante determinado en el transcurso de un ciclo. El CO bajo fue de 60 lpm 19 mm (3 L/min), el CO medio fue de 100 lpm 21 mm (5 L/min) y el CO alto fue de 120 lpm 25 mm (7 L/min).

\({\overline{\sigma }}\) fue mayor durante la sístole que en la diástole. El valor máximo se produjo justo después de la sístole media, donde la magnitud del pico aumentó con un aumento en la longitud de la brazada y la frecuencia cardíaca. El \({\overline{\sigma }}\) mínimo se produjo al final de la diástole, justo antes de que se cerrara la válvula mitral y se abriera la válvula aórtica. La apertura y el cierre de las válvulas crearon un pequeño pico en \({\overline{\sigma }}\). El pico \({\overline{\sigma }}\) durante la diástole ocurrió justo después de la mitad de la diástole, y nuevamente este valor aumentó con un aumento en la longitud de la brazada y la frecuencia cardíaca. La relación entre el caudal volumétrico promedio y el \({\overline{\sigma }}\) promediado en el tiempo se muestra en la Fig. 7b. Se observa una tendencia lineal, donde el promedio de tiempo \({\overline{\sigma }}\) aumenta con el caudal volumétrico medio. Para los puntos de operación que produjeron una tasa de flujo promedio equivalente, se observó un promedio de tiempo más bajo \({\overline{\sigma }}\) al aumentar la longitud de la brazada y disminuir la frecuencia cardíaca.

La variación espacial de las tensiones de cizallamiento se investigó utilizando un enfoque de exposición acumulativa, en el que se calculó el volumen de sangre total por encima de un umbral de tensión de cizallamiento dado para las tres condiciones de CO en cada paso de tiempo y se promedió a lo largo del tiempo para llegar a un volumen de sangre medio para cada cizallamiento. umbral de tensión, que se muestra en la Fig. 7c. Los volúmenes medios expuestos a niveles de tensión elevados aumentaron a medida que aumentaba el CO, pero la mayor parte de las tensiones experimentadas fueron bajas, con el 99 % del volumen medio expuesto a una tensión de cizallamiento inferior a 2, 3 y 4 Pa ​​para el CO bajo, medio y alto respectivamente. Se utilizaron dos valores de umbral de 17,5 Pa y 150 Pa para investigar la exposición a un esfuerzo de cizallamiento elevado tanto en el espacio como en el tiempo, y se correlacionaron con el daño del factor von Willebrand y los glóbulos rojos, respectivamente35,43. El volumen porcentual medio expuesto a más de 17,5 Pa fue del 0,001 %, 0,006 % y 0,018 % para las tres condiciones. El ciclo porcentual durante el cual se excedieron estas condiciones fue del 97 % con CO bajo, del 93 % con CO medio y del 100 % con CO alto. El volumen porcentual medio expuesto a más de 150 Pa fue de 9,0 \(\times 10^{-7}\ )%, 3,7 \(\times 10^{-6}\)% y 9,2 \(\times 10^{-6}\)% para las tres condiciones, con un valor máximo de 1 \(\times 10^{ -4}\)%, 2,3 \(\times 10^{-4}\)% y 4,5 \(\times 10^{-4}\)% respectivamente. El tiempo de ciclo porcentual durante el cual se excedieron los 150 Pa fue del 2,7 %, 10,0 % y 16,9 % para las tres condiciones, respectivamente.

Los puntos de tiempo correspondientes al pico \({\overline{\sigma }}\) durante la sístole y la diástole se eligieron para investigar la distribución espacial de las tensiones de corte escalares. Las ubicaciones de la sangre que excedieron el umbral de esfuerzo cortante de 17,5 Pa en los dos momentos se muestran en la Fig. 8a para los tres casos de CO. Como se indicó anteriormente, el volumen de líquido expuesto a más de 17,5 Pa aumentó a medida que aumentaba el CO. En el \({\overline{\sigma }}\) pico sistólico, la mayor parte de la tensión de cizallamiento elevada se localizó alrededor de la válvula aórtica a medida que la sangre se aceleraba alrededor de las valvas de la válvula. Además, en la unión entre el ventrículo y el conducto de salida, existía una región de esfuerzo cortante elevado donde el fluido se aceleraba a través de la constricción entre estas dos regiones. Durante el \({\overline{\sigma }}\) pico diastólico, el esfuerzo cortante elevado se ubicaba alrededor de la válvula mitral, a medida que el cilindro AV se trasladaba hacia arriba y la sangre se movía hacia abajo pasando la válvula mitral. La Figura 8b muestra la distribución superficial del esfuerzo cortante de la pared de la válvula aórtica en los puntos de tiempo correspondientes. El borde de ataque de la valva de la válvula en ambos casos fue la ubicación de los mayores esfuerzos cortantes de la pared, que fueron mayores en el caso de la válvula aórtica.

(a) Volumen de líquido que excede el valor umbral de tensión de cizallamiento escalar de 17,5 Pa en puntos de tiempo de tensión de cizallamiento escalar máximo sistólico y diastólico y (b) distribución de la tensión de cizallamiento de la pared de la válvula aórtica en el esfuerzo de cizallamiento escalar máximo sistólico, y válvula mitral en diastólica Puntos de tiempo de esfuerzo cortante escalar máximo para CO bajo (60 bpm 19 mm), medio (100 bpm 21 mm) y alto (120 bpm 25 mm), equivalente a 3, 5 y 7 L/min.

El Realheart TAH se puede operar de varias maneras para lograr muchas características posibles de bombeo pulsátil. El efecto de estas características de bombeo en la sangre y el resto del cuerpo puede no ser intuitivamente obvio y, como tal, es beneficioso un modelo computacional que pueda proporcionar una evaluación detallada de algunos de estos efectos. El objetivo de este estudio fue producir un modelo CFD de este tipo y medir cómo una variación en la longitud de la carrera y la frecuencia cardíaca afectaba la forma de onda de bombeo, la cinemática de la válvula, el lavado y las tensiones de corte.

Si bien el usuario puede prescribir el funcionamiento del TAH, el comportamiento de ciertos componentes centrales del dispositivo es reactivo a un cambio en estos parámetros de entrada. El par de BMHV contenidos dentro del dispositivo gobiernan el movimiento de avance de la sangre y se abren y cierran debido a las fuerzas del fluido que actúan sobre ellos. Los BMHV se usan tradicionalmente en el reemplazo de la válvula aórtica o mitral y, como tales, existen en cámaras elásticas que se adaptan al flujo circundante. En esta aplicación, ambos conjuntos de válvulas existen en una configuración más restringida, lo que da lugar a la posibilidad de diferentes características de flujo. En este estudio, se implementó una estrategia de movimiento de válvula FSI que se había desarrollado previamente39 en el modelo del dispositivo completo. Esta estrategia consideró las fuerzas del fluido que actúan sobre las valvas de las válvulas, provocando que se abran y cierren durante el ciclo. Este trabajo es una mejora del enfoque anterior adoptado por Kelly et al.38, quienes prescribieron el movimiento de las valvas de la válvula basándose en el análisis de video. Este estudio ha demostrado que las valvas de la válvula, en particular las de la válvula mitral, se comportan de manera diferente en diferentes condiciones operativas. El comportamiento oscilatorio a CO más bajos resultó en una variación de ciclo a ciclo en el movimiento de los folíolos para los cinco ciclos simulados. Este comportamiento afectará procesos como el lavado, ya que la sangre transitará entre las aurículas y el ventrículo de forma ligeramente diferente de un ciclo a otro. Este no sería el caso con GC altos, ya que el comportamiento de las valvas de la válvula mitral fue más consistente entre ciclos. La capacidad de capturar este comportamiento de las valvas de la válvula conducirá en última instancia a resultados más precisos de los análisis secundarios, como las predicciones de lavado y daño sanguíneo. El comportamiento de apertura de la válvula fue similar al observado por Mirkhani et al para la válvula ON-X en condiciones fisiológicas en una aorta ascendente45. En una condición operativa de 6 L/min, el tiempo de apertura de la válvula de Mirkhani et al fue de aproximadamente 80 ms, en comparación con aproximadamente 60 ms en este estudio. Además, ambos estudios mostraron características de campo de flujo similares, con una estructura de tres chorros simple pero prominente más allá de las valvas de válvula completamente abiertas, también observadas por Akutsu y Matsumoto46.

Si bien la durabilidad de la válvula no fue el objetivo de este trabajo, las válvulas ON-X se probaron, aprobaron y usaron no solo en la posición aórtica sino también en la posición mitral como reemplazo de la válvula cardíaca. Incluso en estos escenarios donde la terapia esperada es mucho más prolongada que en las aplicaciones TAH, se han mostrado excelentes resultados con respecto a la durabilidad de la válvula47. Como se indicó anteriormente, el principio de bombeo Realheart dio como resultado perfiles de flujo similares alrededor de las válvulas y, por lo tanto, la durabilidad de las válvulas no es una preocupación importante. Sin embargo, existe la opción de ajustar el control del motor para reducir los picos de presión transitorios durante el cierre de la válvula, y la durabilidad se verificará en las pruebas finales del sistema.

Los resultados simulados de \(Q_{\text {out}}\) y \(P_{\text {out}}\) se compararon con los del TAH en el simulador cardiovascular híbrido. La excelente concordancia entre los conjuntos de resultados destaca la precisión y la adaptabilidad del modelo a un cambio en la condición operativa, lo que indica que en estudios futuros el modelo podría simularse a través de puntos operativos adicionales que no se han considerado aquí. No solo esto, sino que se pueden crear diferentes generaciones del dispositivo utilizando el mismo enfoque de modelado, incluidos aquellos que no han sido prototipos, allanando el camino para predicciones de rendimiento precisas y comparaciones entre generaciones. Además, aunque el modelo de Windkessel de dos elementos se aproximó a la circulación sistémica en este estudio, esto podría hacerse específico para el paciente en estudios futuros, lo que permitiría una respuesta de presión fisiológica más personalizada a partir de la simulación.

El valor \(Q_{\text {out}}\) experimental mostró oscilaciones, particularmente después del cierre de la válvula aórtica, mientras que el \(Q_{\text {out}}\) simulado tuvo una respuesta numérica mucho más suave. Esto podría atribuirse a que las cámaras de fluido aguas abajo del simulador cardiovascular híbrido no se modelaron explícitamente en el CFD, donde las ondas reflejadas podrían crear pequeñas variaciones en el caudal a lo largo del tiempo. Otra razón puede ser la omisión de las membranas flexibles dentro del dispositivo, lo que también contribuiría a pequeñas variaciones transitorias en el caudal. Sin embargo, la forma general de la forma de onda de bombeo concuerda bien, con valores máximos que no varían considerablemente entre los datos simulados y experimentales.

Las condiciones de flujo no fisiológicas que surgen dentro de los dispositivos mecánicos de asistencia circulatoria, como los VAD o los TAH, darán lugar a algún nivel de traumatismo sanguíneo, ya sea daño a los componentes sanguíneos o eventos trombogénicos48. La formación de trombos puede ocurrir cuando las plaquetas activadas se depositan en regiones de bajo cizallamiento, donde la sangre está estancada. Las simulaciones de lavado pueden ofrecer información sobre cómo la sangre transita por el dispositivo, destacando las áreas potenciales donde la sangre puede estancarse y cómo esto varía con un cambio en las condiciones de funcionamiento.

El lavado se simuló utilizando un modelo de transporte escalar euleriano, similar a otros enfoques para simular el lavado en VAD49,50 y TAHs38. Otros enfoques han utilizado un método de volumen de líquido para tratar las fases de sangre vieja y nueva por separado34,37. El enfoque Euleriano se usó aquí para maximizar la flexibilidad del modelo, de modo que cualquier análisis numérico futuro pudiera realizarse en un campo de flujo monofásico.

En este estudio, el lavado al final de cuatro ciclos se normalizó por el tiempo total para llegar a una tasa de lavado, lo que permitió la comparación de diferentes frecuencias cardíacas. Es deseable un mayor nivel de tasa de lavado, ya que se traduce directamente en una reducción del tiempo de estancamiento de la sangre, lo que reduce la posibilidad de formación de trombos. Sin embargo, el lavado es un proceso no lineal49,50, compuesto por un aumento lineal inicial a valores bajos de lavado y un aumento no lineal en el lavado a valores más altos, donde la tasa de lavado disminuye. La tasa de lavado calculada en este estudio asumiría una relación lineal entre el lavado y el tiempo, y puede describir por qué la tasa de lavado disminuyó en la Fig. 6a, donde las tasas de flujo de volumen más altas producen valores de lavado más grandes que existen en el régimen no lineal. El trabajo futuro podría investigar el tiempo necesario para alcanzar el 95 % de lavado para cada condición; sin embargo, debido a la naturaleza pulsátil de la bomba, es posible que se necesiten muchos ciclos para lograrlo, especialmente con caudales volumétricos medios bajos. Además, será de gran interés la influencia de la reducción de los volúmenes residuales en las aurículas y los ventrículos.

Se observó una mejora en la tasa de lavado con un aumento en el gasto cardíaco. Sin embargo, para los puntos de operación que generaron el mismo gasto cardíaco (dentro del 3 % uno del otro), se logró una tasa de lavado mejorada con un aumento de la frecuencia cardíaca pero una menor longitud de carrera, como 100 lpm 23 mm y 120 lpm 19 mm.

En comparación con el estudio anterior Realheart CFD de Kelly et al.38, el comportamiento del lavado fue similar, con el mismo porcentaje de lavado ventricular después de 4 ciclos (87 % frente al 86 % en este estudio) para el mismo punto quirúrgico (80 lpm 25 mm) . En este estudio se observó un lavado mejorado en la superposición del cilindro AV y las regiones auricular y ventricular. Esta diferencia probablemente se deba a las diferencias en los modelos computacionales, ya que el método overset utilizado en este estudio ha definido interfaces sólido-fluido, mientras que el método de límite sumergido utilizado anteriormente no lo hace. Al comparar los resultados de este estudio con el CARMAT, el lavado se compara bien, donde el porcentaje de lavado fue del 93,8 % y del 85 % en el ventrículo izquierdo y derecho respectivamente34.

El daño a los componentes de la sangre se produce debido a la exposición a tensiones de cizallamiento elevadas a lo largo del tiempo51. Aparte de modelar el daño a la sangre explícitamente utilizando una función de daño, investigar la distribución de las tensiones de cizallamiento y el período de tiempo durante el cual se ha incumplido un umbral de tensión es un buen indicador para el análisis del daño a la sangre52. La mayor parte de las tensiones de cizallamiento fueron de baja magnitud, por lo que una investigación de un umbral de tensión de cizallamiento más bajo podría proporcionar información útil sobre otros tipos de daños en los componentes sanguíneos. Se utilizó un valor de 17,5 Pa, ya que se ha relacionado con el deterioro del Factor de von Willebrand53. Mientras que la exposición por encima de 17,5 Pa fue constante a lo largo del ciclo para las tres condiciones consideradas, el porcentaje medio de volumen de sangre que estuvo expuesto por encima de 17,5 Pa fue bajo para todas las condiciones, con un valor máximo de 0,018 % del volumen medio expuesto en el nivel más alto de CO (7 L/min). Estos valores son inferiores a los informados para el CARMAT, donde para CO similares, los volúmenes porcentuales medios excedidos fueron 0,004 %, 0,02 % y 0,03 %, respectivamente35.

El segundo valor umbral investigado en este estudio fue de 150 Pa, que se ha asociado con hemólisis de glóbulos rojos43,51,54. Este valor no se superó durante la mayor parte del ciclo en todos los casos. Cuando se incumplió, los volúmenes de líquido que excedieron este umbral fueron muy pequeños, a menudo equivalentes a solo unas pocas células en un paso de tiempo determinado, lo que significa que la probabilidad de daño a los glóbulos rojos era baja.

Al investigar la relación entre el \({\overline{\sigma }}\) promediado en el tiempo y el punto de funcionamiento, se podrían sugerir optimizaciones para el funcionamiento del dispositivo. Al igual que con el lavado, se compararon los puntos de operación que produjeron el mismo caudal volumétrico medio. Esto sugiere que se puede lograr una pequeña disminución en el promedio de tiempo \({\overline{\sigma }}\) aumentando la longitud de la brazada y disminuyendo la frecuencia cardíaca. Esto apunta hacia la misma conclusión extraída tanto por Syncardia32 como por ReinHeart55: un aumento en la frecuencia cardíaca debido a la reducción del tamaño de la bomba resultó en niveles más altos de esfuerzo cortante y hemólisis. El método de reducción de las tensiones de cizallamiento observado en este estudio no concuerda con el resultado encontrado para aumentar la tasa de lavado, lo que sugiere que se tendría que hacer una compensación entre los niveles de tensión de cizallamiento y el rendimiento de lavado.

En este estudio, se utilizó un modelo de brecha para descartar numéricamente las brechas periféricas alrededor del exterior de las valvas de la válvula, así como entre las valvas. Esto creó un sello de válvula perfecto y, como resultado, se descuidó el flujo de fuga. Se ha demostrado que el flujo de fuga, especialmente a través de la región bisagra de un BMHV, crea regiones de cizallamiento muy alto56,57,58. En estudios futuros, particularmente aquellos que se centren en el daño a los componentes sanguíneos, se puede mejorar la fidelidad de las válvulas en el modelo, lo que debería conducir a predicciones más precisas del daño sanguíneo. Otra simplificación del modelo fue la omisión del modelado explícito de la deformación de la membrana. La adición de la membrana deformable absorbería los aumentos de presión dentro de las regiones auricular y ventricular, lo que podría causar un pequeño cambio en las características de movimiento de la válvula, presión y caudal volumétrico, y alterar las características de lavado en la región cercana al cilindro AV.

Para concluir, se ha demostrado que el modelo FSI de Realheart TAH es preciso y robusto en una amplia gama de condiciones operativas clínicamente relevantes, con una excelente concordancia con los experimentos in vitro realizados en un simulador cardiovascular híbrido. El modelo es capaz de capturar el lavado de sangre en todo el dispositivo y muestra un comportamiento similar al de otros estudios similares. Además, las investigaciones sobre la distribución espacial y temporal de las tensiones de cizallamiento escalares destacan una baja posibilidad de daño sanguíneo, debido en parte a volúmenes muy bajos de sangre expuestos a tensiones elevadas. Este modelo FSI se puede aplicar a otros corazones artificiales de desplazamiento positivo que usan válvulas mecánicas para controlar el movimiento de avance de la sangre. El trabajo futuro cuantificará el nivel de hemólisis experimentado dentro del dispositivo, así como el potencial de trombosis.

Los conjuntos de datos generados y/o analizados durante el estudio actual no están disponibles públicamente debido a la sensibilidad comercial, pero están disponibles del autor correspondiente a pedido razonable.

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JB PhD financiado 50/50 por Scandinavian Real Heart AB y EPSRC (Referencia: 2426107). Los autores agradecen al Grupo de Informática de Investigación de la Universidad de Bath (http://doi.org/10.15125/b6cd-s854) por su apoyo en este trabajo.

Departamento de Ingeniería Mecánica, Universidad de Bath, Bath, Reino Unido

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

Scandinavian Real Heart AB, Västerås, Suecia

Azad Najar, Thomas Finocchiaro e Ina Laura Perkins

Facultad de Ciencias y Tecnología, Universidad de Twente, Twente, Países Bajos

Libera Fresiello

Centro de Innovación Terapéutica, Universidad de Bath, Bath, Reino Unido

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

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JB escribió el manuscrito y llevó a cabo el análisis computacional. LF llevó a cabo un análisis experimental. AN, ILP y TF concibieron el concepto/diseño. HG, ANC y KHF llevaron a cabo la interpretación de los datos. Todos los autores revisaron y aprobaron el manuscrito.

Correspondencia a Katharine H. Fraser.

AN, TF e ILP son empleados o consultores y/o accionistas de Scandinavian Real Heart AB. JB, LF, HG, ANC y KHF no declaran posibles conflictos de intereses.

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Reimpresiones y permisos

Bornoff, J., Najar, A., Fresiello, L. et al. Modelado de interacción fluido-estructura de un corazón artificial total de desplazamiento positivo. Informe científico 13, 5734 (2023). https://doi.org/10.1038/s41598-023-32141-2

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Recibido: 23 de diciembre de 2022

Aceptado: 23 de marzo de 2023

Publicado: 14 abril 2023

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

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