Modélisation par paramètres regroupés et par éléments finis de l’insuffisance cardiaque avec fraction d’éjection préservée

L’insuffisance cardiaque est l’une des principales causes de décès dans le monde, qui se produit lorsque le cœur est incapable de pomper ou de se remplir adéquatement pour répondre aux exigences métaboliques du corps. La fraction d’éjection, c’est-à-dire la quantité relative de sang stockée dans le ventricule gauche qui est éjectée à chaque contraction est utilisée cliniquement pour classer l’insuffisance cardiaque en (i) insuffisance cardiaque avec fraction d’éjection réduite (HFrEF) et (ii) insuffisance cardiaque avec fraction d’éjection préservée (HFpEF), pour les fractions d’éjection inférieures ou supérieures à 45%, respectivement^1,2,3. Les symptômes de HFpEF se développent souvent en réponse à la surcharge de pression ventriculaire gauche, qui peut être causée par plusieurs conditions, y compris la sténose aortique, l’hypertension, et l’obstruction ventriculaire gauche de secteur de sortie^3,4,5,6,7. La surcharge de pression entraîne une cascade d’aberrations moléculaires et cellulaires, conduisant à un épaississement de la paroi ventriculaire gauche (remodelage concentrique) et finalement, à un raidissement de la paroi ou à une perte de conformité^8,9,10. Ces changements biomécaniques affectent profondément l’hémodynamique cardiovasculaire car ils se traduisent par une relation pression-volume fin-diastolique élevée et par une réduction du volume fin-diastolique^11.

La modélisation computationnelle du système cardiovasculaire a fait progresser la compréhension des pressions et des flux sanguins dans la physiologie et la maladie et a favorisé le développement de stratégies diagnostiques et thérapeutiques¹². Les modèles in silico sont classés en modèles de faible ou haute dimension, le premier utilisant des méthodes analytiques pour évaluer les propriétés hémodynamiques globales avec une faible demande de calcul et le second fournissant une description multi-échelle et multiphysique plus complète de la mécanique cardiovasculaire et de l’hémodynamique dans le domaine 2D ou 3D^13. La représentation de Windkessel à paramètre regroupé est la plus courante parmi les descriptions de faible dimension. Basé sur l’analogie du circuit électrique (loi d’Ohm), cela imite le comportement hémodynamique global du système cardiovasculaire grâce à une combinaison d’éléments résistifs, capacitifs et inductifs^14. Une étude récente de ce groupe a proposé un modèle de Windkessel alternatif dans le domaine hydraulique qui permet la modélisation des changements dans la géométrie et la mécanique des grands vaisseaux – chambres cardiaques et valves – d’une manière plus intuitive que les modèles analogiques électriques traditionnels. Cette simulation est développée sur un solveur numérique orienté objet (voir la table des matériaux)et peut capturer l’hémodynamique normale, les effets physiologiques du couplage cardiorespiratoire, le flux sanguin induit par les voies respiratoires dans la physiologie à cœur unique et les changements hémodynamiques dus à la constriction aortique. Cette description développe les capacités des modèles à paramètres regroupés en offrant une approche physiquement intuitive pour modéliser un spectre de conditions pathologiques, y compris l’insuffisance cardiaque^15.

Les modèles à haute dimension sont basés sur fea pour calculer l’hémodynamique spatio-temporelle et les interactions fluide-structure. Ces représentations peuvent fournir des descriptions détaillées et précises du champ de flux sanguin local ; cependant, en raison de leur faible efficacité de calcul, ils ne conviennent pas aux études de l’ensemble de l’arbre^{cardiovasculaire 16,17.} Un progiciel (voir la table des matériaux)a été utilisé comme plate-forme FEA anatomiquement précise du cœur humain adulte à 4 chambres, qui intègre la réponse électromécanique, les déformations structurelles et l’hémodynamique basée sur la cavité fluide. Le modèle de cœur humain adapté comprend également un modèle simple de paramètres regroupés qui définit l’échange d’écoulement entre les différentes cavités fluides, ainsi qu’une caractérisation mécanique complète du tissu cardiaque^18,19.

Plusieurs modèles d’insuffisance cardiaque à paramètres regroupés et FEA ont été formulés pour capturer les anomalies hémodynamiques et évaluer les stratégies thérapeutiques, en particulier dans le contexte des dispositifs d’assistance circulatoire mécanique pour HFrEF^{20,21,22,23,24.} Un large éventail de modèles 0D à paramètres regroupés de diverses complexités a donc réussi à capturer l’hémodynamique du cœur humain dans des conditions physiologiques et HFrEF via l’optimisation des systèmes windkessel analogiques électriques à deux ou trois éléments^20,21,23,24. La majorité de ces représentations sont des modèles uni- ou biventriculaires basés sur la formulation d’élastance variable dans le temps pour reproduire l’action contractile du cœur et utiliser une relation fin-diastolique non linéaire pression-volume pour décrire le remplissage ventriculaire^25,26,27. Des modèles complets, qui capturent le réseau cardiovasculaire complexe et imitent à la fois l’action de pompage auriculaire et ventriculaire, ont été utilisés comme plateformes pour les tests de dispositifs. Néanmoins, bien qu’il existe un corpus important de littérature autour du domaine de l’HFrEF, très peu de modèles in silico de LFHfp ont été proposés^{20,22,28,29,30,31.}

Un modèle à faible dimension de l’hémodynamique HFpEF, récemment développé par Burkhoff et al.³² et Granegger et al.^28,peut capturer les boucles pression-volume (PV) du cœur à 4 chambres, récapitulant complètement l’hémodynamique de divers phénotypes de HFpEF. En outre, ils utilisent leur plate-forme in silico pour évaluer la faisabilité d’un dispositif circulatoire mécanique pour HFpEF, une recherche informatique pionnière de HFpEF pour les études de physiologie ainsi que le développement de dispositifs. Cependant, ces modèles restent incapables de saisir les changements dynamiques dans les flux sanguins et les pressions observés au cours de la progression de la maladie. Une étude récente de Kadry et coll.³⁰ capture les différents phénotypes du dysfonctionnement diastolique en ajustant la relaxation active du myocarde et la rigidité passive du ventricule gauche sur un modèle de faible dimension. Leur travail fournit une analyse hémodynamique complète du dysfonctionnement diastolique basée sur les propriétés actives et passives du myocarde. De même, la littérature des modèles à haute dimension s’est principalement concentrée sur HFrEF^{19,33,34,35,36,37.} Bakir et coll.³³ ont proposé un modèle fea fluide-électromécanique cardiaque entièrement couplé pour prédire le profil hémodynamique HFrEF et l’efficacité d’un dispositif d’assistance ventriculaire gauche (LVAD). Ce modèle biventriculaire (ou à deux chambres) utilisait un circuit Windkessel couplé pour simuler l’hémodynamique du cœur sain, HFrEF et HFrEF avec support LVAD^33,37.

De même, Sack et coll.³⁵ ont mis au point un modèle biventriculaire pour étudier le dysfonctionnement ventriculaire droit. Leur géométrie biventriculaire a été obtenue à partir d’un patient’ données de l’imagerie par résonance magnétique (IRM) de s, et le modèle’ le maillage d’éléments finis de s a été construit utilisant la segmentation d’image pour analyser l’hémodynamique d’un ventricule droit défaillant VAD-soutenu^35. Des approches cardiaques FEA à quatre chambres ont été développées pour améliorer la précision des modèles du comportement électromécanique du cœur^19,34. Contrairement aux descriptions biventriculaires, les modèles à quatre chambres dérivés de l’IRM du cœur humain fournissent une meilleure représentation de l’anatomie^{cardiovasculaire 18}. Le modèle de cœur utilisé dans ce travail est un exemple établi d’un modèle FEA à quatre chambres. Contrairement aux modèles fea à paramètres regroupés et biventriculaires, cette représentation capture les changements hémodynamiques tels qu’ils se produisent au cours de la progression de la maladie^34,37. Genet et al.^34,par exemple, ont utilisé la même plate-forme pour mettre en œuvre un modèle de croissance numérique du remodelage observé dans HFrEF et HFpEF. Cependant, ces modèles évaluent les effets de l’hypertrophie cardiaque sur la mécanique structurale seulement et ne fournissent pas une description complète de l’hémodynamique associée.

Pour remédier à l’absence de modèles HFpEF in silico dans ce travail, le modèle de paramètres regroupés précédemment développé par ce groupe¹⁵ et le modèle FEA ont été réadaptés pour simuler le profil hémodynamique de HFpEF. À cette fin, la capacité de chaque modèle à simuler l’hémodynamique cardiovasculaire au départ sera d’abord démontrée. Les effets de la surcharge ventriculaire gauche sténose-induite de pression et de la conformité ventriculaire gauche diminuée due au remodelage cardiaque-un cachet typique de HFpEF-seront alors évalués.