Flüssigkeit

Jul 10, 2023

Scientific Reports Band 13, Artikelnummer: 5734 (2023) Diesen Artikel zitieren

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Für diejenigen, die an biventrikulärer Herzinsuffizienz im Endstadium leiden und für die eine Herztransplantation keine praktikable Option ist, kann ein künstliches Herz (TAH) als Brücke zur Transplantation eingesetzt werden. Das Realheart TAH ist ein künstliches Herz mit vier Kammern, das eine Pumptechnik mit positiver Verdrängung verwendet, die das natürliche Herz nachahmt, um einen pulsierenden Fluss zu erzeugen, der durch ein Paar mechanischer Doppelflügel-Herzklappen gesteuert wird. Das Ziel dieser Arbeit bestand darin, eine Methode zur Simulation der Hämodynamik in Blutpumpen mit positiver Verdrängung zu entwickeln, die rechnergestützte Fluiddynamik mit Fluid-Struktur-Wechselwirkung nutzt, um die Notwendigkeit bereits vorhandener In-vitro-Klappenbewegungsdaten zu eliminieren, und diese dann zur Untersuchung zu verwenden Leistung des Realheart TAH unter verschiedenen Betriebsbedingungen. Das Gerät wurde in Ansys Fluent für fünf Zyklen mit Pumpraten von 60, 80, 100 und 120 Schlägen pro Minute und Hublängen von 19, 21, 23 und 25 mm simuliert. Die beweglichen Komponenten des Geräts wurden mithilfe eines Overset-Meshing-Ansatzes diskretisiert, ein neuartiger gemischter schwach-starker Kopplungsalgorithmus wurde zwischen Fluid- und Strukturlösern verwendet und ein benutzerdefiniertes Schema mit variablen Zeitschritten wurde verwendet, um die Recheneffizienz und -genauigkeit zu maximieren. Ein Zwei-Elemente-Windkesselmodell näherte sich einer physiologischen Druckreaktion am Auslass an. Die Ergebnisse der transienten Ausflussvolumenstromrate und des Drucks wurden mit In-vitro-Experimenten unter Verwendung eines Hybrid-Herz-Kreislauf-Simulators verglichen und zeigten eine gute Übereinstimmung mit maximalen quadratischen Mittelfehlern von 15 % bzw. 5 % für die Flussraten und Drücke. Die ventrikuläre Auswaschung wurde simuliert und zeigte einen Anstieg mit zunehmender Herzleistung, mit einem Maximalwert von 89 % nach vier Zyklen bei 120 Schlägen pro Minute und 25 mm. Es wurde auch die Scherspannungsverteilung über die Zeit gemessen und zeigte, dass nicht mehr als \(4,5\times 10^{-4}\) % des Gesamtvolumens 150 Pa bei einem Herzzeitvolumen von 7 l/min überschritt. Diese Studie hat gezeigt, dass dieses Modell in einem breiten Spektrum von Betriebspunkten sowohl genau als auch robust ist und schnelle und effektive zukünftige Studien zu aktuellen und zukünftigen Generationen des Realheart TAH ermöglichen wird.

Von Herzinsuffizienz (HF) sind weltweit mehr als 64 Millionen Menschen betroffen, wobei die Zahl der Fälle zwischen 1990 und 2017 um fast 92 % zugenommen hat1. Schwere Fälle von Herzinsuffizienz (Symptome der New York Heart Association Klasse IV2), wie z. B. biventrikuläre Herzinsuffizienz im Endstadium, die beide Seiten betrifft des Herzens eine Herztransplantation erfordern. Allerdings ist die Anzahl der verfügbaren Spenderherzen begrenzt und die Wartelisten für Transplantationen wachsen weiter3. Ärzte können auf mechanische Kreislaufunterstützung (MCS) zurückgreifen, um die Zeit bis zur Transplantation zu überbrücken, und die Art der Herzinsuffizienz bestimmt, welche MCS verwendet werden kann. Bei Versagen eines einzelnen Ventrikels kann ein ventrikuläres Hilfsgerät (VAD) verwendet werden, um den Ventrikel beim Pumpen von Blut zu unterstützen. Bei biventrikulärer Herzinsuffizienz im Endstadium kann jedoch ein totales künstliches Herz (TAH) eingesetzt werden, das die Funktion vollständig ersetzt das einheimische Herz, ist angemessener4.

Es gibt zwei Hauptpumpmethoden von MCS-Geräten: Rotation und Verdrängung. Die neuesten VADs sind Rotationsgeräte5,6,7. Diese enthalten ein einzelnes rotierendes Laufrad, das dem Blut kinetische Energie verleiht, die entweder durch Statorschaufeln (bei einer Axialpumpe) oder ein Spiralgehäuse (bei einer Zentrifugalpumpe) in Druckhöhe umgewandelt wird. Rotationspumpen erzeugen normalerweise einen kontinuierlichen Durchfluss, aber durch Variation der Laufraddrehzahl können sie auch eine pulsierende Strömungswellenform erzeugen. Bei TAHs kommt in der Regel eine positive Verdrängungspumpe zum Einsatz, bei der das Blut durch eine elektrisch oder pneumatisch angetriebene Membran oder Schubplatte aus dem Gerät gedrückt wird, um einen pulsierenden Fluss zu erzeugen8,9,10. Rotationspumpen wurden auch als TAHs11,12 und Verdrängerpumpen auch als VADs13,14,15,16 verwendet. Während Geräte mit kontinuierlichem Durchfluss im Allgemeinen kleiner sind als Pulsationspumpen und sich im Vergleich zur frühen VAD-Technologie mit positiver Verdrängung als robuster und zuverlässiger erwiesen haben, haben Studien gezeigt, dass Pulsatilität physiologische Vorteile sowohl innerhalb des Geräts als auch im gesamten Körper hat17,18.

Auf dem Markt gibt es derzeit nur ein TAH – das Syncardia TAH (Syncardia Systems, Tucson, AZ, USA), das von der FDA als Brücke zur Transplantation zugelassen ist. Dabei handelt es sich um ein pneumatisch angetriebenes TAH mit positiver Verdrängung, das einen pulsierenden Fluss von mehr als 100 % erzeugt 9 l/min8. Es kommt jedoch zu Antriebsstranginfektionen und thromboembolischen Ereignissen19. Mehrere andere Geräte sind auf dem Weg zur Zulassung und hoffen, die Probleme mit dem Syncardia TAH lösen zu können. Die CARMAT Aeson TAH (Carmat, Paris, Frankreich) ist eine weitere Verdrängerpumpe, die darauf abzielt, die Biokompatibilität durch den Einsatz einer biologischen Membran und bioprothetischer Herzklappen zu verbessern9. Es wurde kürzlich in Europa mit dem CE-Zeichen ausgezeichnet und erhielt die Genehmigung für erste Machbarkeitsstudien in den Vereinigten Staaten20. Das ReinHeart TAH (ReinHeart, Aachen, Deutschland) verwendet eine mechanisch betätigte Schubplatte, um abwechselnd zwischen zwei künstlichen Ventrikeln zu pumpen, ein anderer Ansatz als Syncardia (pneumatisch) und CARMAT (hydraulisch)21. Das Cleveland Clinic CFTAH (Cleveland Clinic, Cleveland OH, USA) und das BiVACOR TAH (BiVACOR, Houston TX, USA) sind beide rotierende TAHs, die sowohl den systemischen als auch den pulmonalen Fluss mithilfe eines einzigen beweglichen Rotors bereitstellen, der an einem hydrodynamischen bzw. Magnetschwebelager aufgehängt ist11, 12. Die Realheart TAH (Scandinavian Real Heart, Västerås, Schweden) ist eine neuartige, zweiseitige Vierkammerpumpe, die mehr als 7 l/min liefern kann und die Mechanik des natürlichen Herzens nachahmt, indem sie die atrioventrikuläre (AV) Ebene dorthin verschiebt erzeugen einen pulsierenden Fluss, dessen Richtung durch ein Paar zweiblättriger mechanischer Herzklappen (BMHVs) gesteuert wird10,22.

Computational Fluid Dynamics (CFD) ist ein wichtiges Werkzeug, das zur Untersuchung der Strömungseigenschaften und der Leistung von VADs und TAHs eingesetzt wird, wenn vollständige experimentelle Messungen nicht möglich sind, wobei Rotationsgeräte zu den am häufigsten simulierten Geräten gehören23,24,25. Das hämolytische Potenzial des CFTAH der Cleveland Clinic wurde durch Simulationen verschiedener rechter Laufradkonstruktionen26 reduziert, wobei ein zuvor validiertes CFD-Modell verwendet wurde, das elektromagnetische und Fluidströmungslösungen koppelte27. Einige linksventrikuläre Unterstützungsgeräte (LVADs) mit positiver Verdrängung, darunter das LVAD28 von Penn State, wurden ebenfalls numerisch untersucht, wobei ähnliche Ansätze wie bei TAHs29,30,31 zum Einsatz kamen. Mithilfe einer vordefinierten Verschiebung der Membran und der Monoflügelklappen zeigte ein Rechenmodell, dass kleinere Modelle des Syncardia TAH aufgrund erhöhter Pumpfrequenzen und kleinerer Schlagvolumina mit größerer Wahrscheinlichkeit einer erhöhten Scherbeanspruchung ausgesetzt waren32. Für den CARMAT TAH wurde zunächst eine Fluid-Struktur-Interaktionssimulation (FSI) durchgeführt, um die Membran- und Ventilverschiebung zu ermitteln, und anschließend folgte eine CFD-Simulation, um die Scherspannung innerhalb des Geräts zu untersuchen33. Dieses Modell wurde dann verwendet, um das numerische Auswaschen des Geräts34 und die Schädigung von Blutbestandteilen35 zu untersuchen. Simulationen des ReinHeart TAH wurden auch mit einem partitionierten FSI-Ansatz durchgeführt, um eine stabile Methode zu erreichen36, und die Methode wurde später verwendet, um das Auswaschen des Geräts bei unterschiedlichen Ausrichtungen des Einlassventils zu untersuchen37.

Zuvor wurde eine CFD-Studie des Realheart TAH durchgeführt, bei der Kelly et al.38 eine Immersed-Boundary-FSI-Methode verwendeten, um verschiedene Ansätze zur Erfassung der BMHV-Bewegung innerhalb des Geräts zu bewerten. Sie kamen zu dem Schluss, dass die Verwendung von In-vitro-Daten der Ventilbewegung, die mithilfe einer Videoanalyse erfasst wurden, bei einem bestimmten Betriebspunkt geeignete Ergebnisse lieferte. Allerdings beschränkte sich dieser Ansatz darauf, nur die Bedingungen zu simulieren, für die In-vitro-Daten verfügbar waren. Darüber hinaus konnte die Immersed-Boundary-Methode die Grenzfläche zwischen Ventilsegel und Flüssigkeit nicht genau auflösen, was zu einer schlechten Auflösung der Scherspannung in diesem Bereich führte. Wir haben zuvor eine neue Methode zur Modellierung der Klappenbewegung entwickelt, die ein Overset-Netz, eine neuartige kombinierte schwach-starke Kopplungsmethode und variable Zeitschritte verwendet, um die FSI-Bewegung mechanischer Herzklappen in Blutpumpen mit positiver Verdrängung zuverlässig zu erfassen39. Dieser Ansatz erforderte keine bereits vorhandenen In-vitro-Klappenbewegungsdaten, damit das Modell funktionierte, und konnte stattdessen auf eine Vielzahl von Betriebsbedingungen angewendet werden. Die Methode wurde an einer einfachen zylindrischen Pumpe getestet, bei der sich die proximale Klappe verschob und die distale Klappe in einer festen Position blieb.

Ziel dieser Studie war es, diese Methode zur Modellierung der Klappenbewegung für ein vollständiges Gerätemodell des Realheart TAH anzuwenden. Die Variation der Durchflussrate, des Drucks, der Ventilkinematik, der Scherbeanspruchung und des Flüssigkeitsauswaschens des Geräts wurde auf Variationen in der Herzfrequenz und der Schlaglänge untersucht.

Das Rechenmodell wurde für den Realheart V11c entwickelt, ein älteres Prototypgerät, das in akuten Rinderversuchen verwendet wurde40 und verfügt über umfangreiche In-vitro-Daten zur Validierung des Rechenmodells. Neuere Versionen des Realheart TAH funktionieren sowohl in der Prototypen- als auch in der Konzeptphase ähnlich, weisen jedoch geometrische Variationen auf, sodass die Modellierung nach der Validierung problemlos auf diese erweitert werden kann. Das gesamte Gerät besteht wie das natürliche Herz aus zwei Pumpen. Jede Pumpe (Abb. 1a) verfügt über Vorhof- und Kammerkammern, einen Ausflusskanal, der die Aortenklappe enthält, und einen zylindrischen Kolben (AV-Zylinder), der als AV-Ebene fungiert und die Mitralklappe beherbergt. Der AV-Zylinder ist über eine verformbare Membran mit dem Vorhof und der Herzkammer verbunden. Blut tritt durch einen Vorhofeinlass ein und füllt dort die Vorhöfe. Der AV-Zylinder verschiebt sich sinusförmig, um Blut in den Ventrikel zu drücken und so den ventrikulären Druck zu erhöhen, der wiederum Blut durch die Aortenklappe und durch den Leitungsauslass bewegt. Bei den Ventilen handelt es sich um ON-X BMHVs, die über einen betätigten Schwenkmechanismus einen Öffnungswinkel von bis zu \({90}^\circ\) ermöglichen, was eine laminare Strömung fördert, was zu einer verbesserten Hämodynamik, einer Verringerung der Hämolyse und der Thrombogenität führt41.

Das Modell wurde mit der gleichen Methode erstellt, die zuvor entwickelt wurde39, wobei ein Overset-Ansatz zur Kombination der verschiedenen beweglichen Teile verwendet wurde. Beim Ansatz der Overset-Vernetzung wird eine statische Eulersche Hintergrundzone mit überlappenden Komponentenzonen verwendet, die die beweglichen Volumenkörperteile enthalten. Die Schnittstelle zwischen sich bewegenden Festkörpern und der Flüssigkeit wird explizit innerhalb der Komponentenzone erfasst, was konsistente und verfeinerte Netze an diesen Stellen ermöglicht. Wenn sich das Teil bewegt, kommt es zu keiner Netzverformung, stattdessen bewegt sich die gesamte Komponentenzone, und Daten werden zwischen den überlappenden und statischen Netzen übertragen, ähnlich einem Lagrange-FSI-Ansatz. Mit Ansys Design Modeller V2021 R2 (Ansys Inc., Canonsburg, PA, USA) wurden insgesamt sechs Overset-Zonen erstellt (Abb. 1b) – eine Hintergrundzone, die das Atrium, den Ventrikel und den Ausflusskanal enthielt, eine AV-Zylinderzone und zwei Zonen pro Herzklappe für jedes Klappensegel. Die Verformung der Membranen wurde nicht explizit modelliert. Stattdessen wurde die Form der Verformung anhand der Form der Überlappung der Wände der AV-Zylinderzone und der Hintergrundzone angenähert (Abb. 1c, d). Die Pumpweise des Gerätes mit allen beweglichen Komponenten ist in den Zusatzvideos S1 bis S3 zu sehen.

Rechendomäne und Netz des Realheart TAH CFD-Modells, das (ein) Schema des TAH zeigt, mit den Positionen des Einlasses und Auslasses, der Ausflussleitung, der Vorhof- und Ventrikelregionen sowie der Verbindungsmembran, die den translatorischen AV-Zylinder mit diesen Regionen verbindet. (b) Das innere Netz und die Positionen der sechs überlagerten Komponentenzonen: Hintergrund, AV-Zylinder, zwei Mitralsegel und zwei Aortensegel. (c) Form der Überlappung zwischen AV-Zylinder und Vorhöfen und Ventrikel (rot eingekreist) am Ende der Systole und (d) am Ende der Diastole. (e) Standorte der kleinen peripheren Lücken (rot eingekreist), die aufgrund des Lückenmodells bei der Initialisierung (f) ausgeschlossen werden.

Jede Übersatzzone wurde separat mit Ansys Fluent Meshing V2021 R2 (Ansys Inc.) unter Verwendung eines hybriden Polyeder- und Hexaedernetzes vernetzt. An allen Wänden wurden Aufblasschichten verwendet, um die flüssige Grenzschicht aufzufangen. Auf der Oberfläche der Klappensegel und den die Klappensegel direkt umgebenden Flächen wurde eine lokale Größenbestimmung vorgenommen. Zusätzlich wurden Einflusskörper rund um die Ventile eingesetzt, um in diesem Bereich ein feineres Netz zu erhalten.

Es wurde eine Netzkonvergenzstudie durchgeführt und drei Netze erstellt, die ein grobes, mittleres und feines Netz mit einer Gesamtelementanzahl von 280.000, 800.000 und 4,5 m darstellen. Nach der Initialisierung des Modells betrug die Gesamtzahl der Lösungszellen 165.000, 480.000 und 2,4 m.

Ein hybrider Herz-Kreislauf-Simulator, bestehend aus einem Rechenbereich mit konzentrierten Parametern, der das Herz-Kreislauf-System modelliert, und einer physikalisch-hydraulischen Komponente mit Strömungskammern wurde angepasst und mit dem Realheart TAH verbunden, um eine Schleife zu bilden und die hämodynamische Reaktion des Geräts unter physiologisch realistischen Bedingungen zu messen wurde gemessen22. Ein Drucksensor (PPG Honeywell, Columbus, OH, USA) maß den linken Aortendruck direkt stromabwärts der Aortenklappe, und ein Transonic-Flowmeter (ME24 PXN, T402 Transonic Systems Inc, Ithaca, NY, USA) maß den linken Ausfluss Tarife. Die Daten wurden bei 1000 Hz über eine DAQ-Karte von National Instrument erfasst und in LabVIEW 2019 (National Instrument, Austin, USA) erfasst.

Am Einlass wurde eine Randbedingung mit konstantem Druck vorgegeben. Der Wert entsprach in etwa dem pulmonalvenösen Druck und wurde unter Verwendung des zeitlich gemittelten Eingangsdrucks im linken Vorhof des Hybrid-Herz-Kreislauf-Simulators ermittelt. Am Auslass wurde ein Windkesselmodell mit zwei Elementen angewendet, das sich dem stromabwärts gelegenen Gefäßsystem oder in diesem Fall der stromabwärts gelegenen Schleife des hybriden Herz-Kreislauf-Simulators annäherte und eine physiologische Variation des Auslassdrucks erzeugte42.

Im hybriden Herz-Kreislauf-Simulator wurden die Impedanzwerte auf eine Compliance (C = 0,6) ml/mmHg und einen Widerstand (R = 16,7) Wood Units22 eingestellt. Für die FSI-Simulation waren die Impedanzparameter dieselben wie die experimentellen Werte, mit der Ausnahme, dass die Compliance um zusätzliche 0,2 ml/mmHg erhöht wurde, um parasitäre Compliance innerhalb der mechanischen Komponenten des hybriden Herz-Kreislauf-Simulators zu berücksichtigen. Der Windkesseldruck wurde als zeitlich gemittelter Aortendruck initialisiert, der im Hybridsimulator beobachtet wurde. An allen Wänden des Modells wurden rutschfeste Bedingungen festgelegt, und an den Außenflächen der Überstandszonen wurden Übersatzgrenzen verwendet, um die Erstellung eines einzelnen kontinuierlichen Netzes zu ermöglichen.

Den fünf beweglichen Overset-Zonen (Translation des AV-Zylinders, Translation und Rotation der Mitralklappensegel und rotierenden Aortenklappensegel) wurden benutzerdefinierte Funktionen zugewiesen, die die Bewegungseigenschaften jeder Zone festlegten. Die Translation des AV-Zylinders und der Mitralklappe wurde durch eine stückweise Sinusfunktion beschrieben, die unterschiedliche Bewegungen für die Translation nach unten (systolisch) und nach oben (diastolisch) erzeugte. Das Verhältnis der Dauer von Systole zu Diastole betrug 40 % zu 60 %, was einer kürzeren Zeitspanne in der Systole als in der Diastole entspricht. Die stückweisen Geschwindigkeiten des AV-Zylinders und der Mitralklappe sind in Gl. dargestellt. (1) für die systolische und diastolische Phase des ersten Zyklus,

wobei \(T_{dias}\) und \(T_{sys}\) die Dauer der diastolischen und systolischen Phase war und \(\omega\) für Systole und Diastole variierte (\(\omega _{sys} = \pi /T_{sys}\) und \(\omega _{dias} = \pi /T_{dias}\)). Diese Gleichung ermöglichte die Variation der Pumpamplitude A, mm, der Pumpfrequenz oder Herzfrequenz f, bpm und des systolisch-diastolischen Verhältnisses. Der Wert von A wurde aus den von der Pumpe während der In-vitro-Studie ausgegebenen Diagnosedaten bestimmt, wobei A aus der Verschiebung der AV-Ebene über die Zeit abgeleitet wurde. Um die experimentellen Daten des Hybridsimulators abzugleichen, wurden A und f variiert, um 16 verschiedene Betriebsbedingungen bei Schlaglängen von 19–21–23–25 mm und Herzfrequenzen von 60–80–100–120 Schlägen pro Minute zu schaffen.

Die Rotationseigenschaften der Klappensegel wurden in einer Reihe benutzerdefinierter Funktionen definiert, die die Masse, das Trägheitsmoment und das Rotationszentrum jedes Klappensegels zuordneten. Basierend auf den Abmessungen der Blättchen und einem Material aus pyrolytischem Kohlenstoff wog jedes Blättchen etwa 0,35 g, was zu einem Trägheitsmoment von \(2\times 10^{-8}\) kg \(\hbox {m}) führte. ^2\) und hatte einen Grad Drehung um die x-Achse. Gemäß der zuvor entwickelten Klappenbewegungsmethode wurde der Schwenkmechanismus der Doppelklappe vernachlässigt und ein maximaler Öffnungswinkel von \({84}^\circ\) verwendet39. Die Blättchen waren zwischen \({40}^\circ\) und \({84}^\circ\) eingezwängt, wenn sie vollständig geschlossen bzw. vollständig geöffnet waren. Das Rotationszentrum der Aortenklappe war im Raum fixiert, während sich das Rotationszentrum der Mitralklappe mit der AV-Verschiebung im Laufe der Zeit bewegte.

Ansys Fluent V2021 R2 (Ansys Inc.) wurde verwendet, um die Gleichungen für den Flüssigkeitsfluss zu lösen, und der integrierte Löser mit sechs Freiheitsgraden wurde für die Starrkörperbewegung der Klappensegel verwendet.

In dem von uns zuvor entwickelten Modell39 wurden der Flüssigkeitsfluss und die Bewegung des starren Körpers mithilfe einer Mischung aus schwachen expliziten und starken impliziten Phasen gekoppelt, um die Rechenstabilität und -effizienz zu verbessern. Für diese Studie wurde die starke Kopplung so modifiziert, dass sie aktiviert wird, wenn der Winkel eines Klappensegels kleiner als \({84}^\circ\) war und die Winkelgeschwindigkeit des Klappensegels mehr als 0 rad/s betrug, mit einem Bewegungsrelaxationsfaktor von 0,4. Diese Änderung wurde vorgenommen, um die Lösungsstabilität zu verbessern, da Instabilitäten mit dem gleichen Ansatz wie zuvor festgestellt wurden. Eine schwache Kopplung war daher nur möglich, wenn die Klappensegel stationär waren, definiert als die Winkelgeschwindigkeit aller Klappensegel von 0 rad/s.

Die maximale Reynolds-Zahl wurde im Auslasskanal des Geräts unter Verwendung der maximalen Durchflussrate bei einer Herzfrequenz von 120 Schlägen pro Minute und einer Hublänge von 25 mm zu 9100 berechnet. Dies versetzte es in den turbulenten Bereich, und als solche wurden die instationären Reynolds Averaged Navier-Stokes (RANS)-Gleichungen mit dem SST-\(k-\omega\)-Modell für den Turbulenzschluss gelöst, ein Ansatz, den andere bei der Simulation künstlicher Herzen wählten32, 37.

In der Realität besteht kein perfekter Kontakt zwischen Klappensegel und Klappengehäuse, wenn sich das Klappensegel in der vollständig geschlossenen Position befindet, wodurch ein dünner Umfangsspalt entsteht. Ein solcher Effekt wurde in diesem Fall nicht modelliert, um eine sehr hohe Netzdichte in diesem Bereich zu vermeiden und die Recheneffizienz zu verbessern. Stattdessen wurde die Lückenmodellfunktion in Fluent verwendet, bei der ein Schwellenspaltabstand zwischen den Blättchen und dem Gehäuse sowie der mittlere Spalt zwischen den Blättchen definiert wurde, wobei unterhalb dieses Abstands die Elemente blockiert würden und ein perfekter Es würde von einer Abdichtung ausgegangen werden (dargestellt in Abb. 1e,f).

Der gekoppelte Löser wurde für die RANS-Gleichungen verwendet, wobei ein Gradientenschema der kleinsten Quadrate sowie Druck- und Impulsschemata zweiter Ordnung verwendet wurden. Für Druck- und Impulsschemata sowie Terme höherer Ordnung wurde eine Lösungsrelaxation mit einem Wert von 0,75 verwendet. Dies verbesserte die Konvergenz und Stabilität der Lösung. Blut wurde als Newtonsches Blut angenähert, mit einer Dichte \(\rho =\) 1060 kg/\(\hbox {m}^3\) und einer festen Viskosität von \(\mu =\) 3,5\(\times 10^{- 3}\) N/m \(\hbox {s}^2\)43.

Ein passives Eulersches Skalartransportmodell wurde einbezogen, bei dem die Gleichung der transienten Advektion für das Auswaschen von Blut im gesamten Gerät gelöst wurde. Am Einlass wurde ein Wert von 1 zugewiesen, was frischem Blut entsprach, und das Skalarfeld wurde mit einem Wert von 0 initialisiert.

Jede Bedingung wurde fünf Zyklen lang auf einem von der University of Bath44 betriebenen Microsoft Azure Cloud-HPC-System mit 32 Intel Xeon Platinum 8168-Kernen simuliert und dauerte durchschnittlich 1440 Kernstunden. Konturdiagramme wurden in Ansys Fluent erstellt. Die Daten wurden mit MATLAB (Release 2020b, The MathWorks Inc., Natick, Massachusetts) aufgezeichnet. Die zyklische Konvergenz wurde durch Berechnung des mittleren quadratischen Fehlers (RMSE) von Zyklus zu Zyklus des Auslassvolumenstroms und des Aortendrucks bewertet, wobei eine Abnahme des RMSE mit zunehmender Anzahl von Zyklen eine zyklische Konvergenz anzeigte, was zu fünf Zyklen führte für die Konvergenz ausreicht. Die Auswaschergebnisse wurden am Ende von vier Zyklen extrahiert, um sie mit anderen Studien zu vergleichen34,38, während Scherspannungsdaten während des fünften Zyklus ermittelt wurden.

Die drei Netze wurden anhand der Variation des Auslassvolumenstroms (Abb. 2a), des Klappensegelwinkels (Abb. 2b) und der flächengemittelten Wandschubspannung an den Klappensegeln (Abb. 2c) im Verlauf von zwei Zyklen verglichen eine Herzfrequenz von 120 Schlägen pro Minute und eine Schlaglänge von 25 mm. In allen Fällen waren die mittleren und feinen Netze sehr ähnlich, während die groben Netze einige kleine Unterschiede aufwiesen, vor allem im Winkel der Klappensegel. Der RMSE zwischen mittlerem und feinem Netz betrug 1,74 l/min (5,2 % des Spitzenwerts) für die Volumendurchflussrate \({3,6}^\circ\) und \({3,1}^\circ\) (8.1 % und 7,0 % des Spitzenwerts) für den Klappensegelwinkel und 7,9 Pa und 5,1 Pa (6,5 % und 8,6 % der Spitzenwerte) für die flächengemittelte Wandschubspannung. In allen Fällen lieferte das grobe Netz höhere RMSE-Werte. Die Gesamtzeit für jedes Netz betrug 9 Stunden, 18 Stunden und 92 Stunden. Unter Berücksichtigung der Simulationsgenauigkeit sowie der Stabilität und Simulationszeit wurde das mittlere Netz als ausreichend für die Verwendung für die Studie erachtet.

Ergebnisse der Netzstudie für die groben, mittleren und feinen Netze, die (a) die vorübergehende Auslassvolumenstromrate, (b) den vorübergehenden Segelwinkel für das linke Mitralklappensegel und das linke Aortenklappensegel und (c) die flächengemittelte vorübergehende Wandschubspannung für die zeigen linke Mitral- und linke Aortenklappensegel.

Die zyklische Konvergenz wurde mithilfe von RMSE bewertet: Bei einem Betriebspunkt von 100 Schlägen pro Minute und 21 mm, was 5 l/min entspricht, sank RMSE als Prozentsatz des Spitzenwerts für die Auslassvolumenstromrate von 9,4 % zwischen dem ersten und zweiten Zyklus. zwischen dem vierten und fünften Zyklus auf 5,6 %, während der RMSE für den Aortendruck von 0,8 auf 0,2 % sank. Der fünfte Zyklus galt damals als zyklisch konvergierend. Ein Beispiel für die zeitliche Variation der Druck- und Geschwindigkeitskonturdiagramme, der Flussrate und des Aortendrucks ist in Abb. 3 dargestellt, bei einem Arbeitspunkt der Herzfrequenz bei 100 Schlägen pro Minute und einer Hublänge von 21 mm. Animationen der Geschwindigkeit, des Drucks, des Auswaschens und der Netzbewegung finden Sie in den Zusatzvideos S1 bis S3 für niedrige, mittlere und hohe Herzleistung. Der Zyklus begann in der Mitte der Diastole, wo sich der AV-Zylinder nach oben bewegte. Im Ventrikel wurden zwei gegenläufig rotierende Wirbel beobachtet, als das Blut an der Mitralklappe vorbei nach unten strömte. Die Mitralklappe schloss sich zu Beginn der Systole, als der AV-Zylinder begann, sich nach unten zu bewegen, wodurch ein positiver Druckgradient an der Aortenklappe entstand und diese sich öffnete. Während der Systole wurde neues Blut durch den Einlass angesaugt, wodurch in der Mitte des Vorhofs ein Wirbel entstand. Das Blut wurde vom Ventrikel zum Auslass gedrückt, wo es an der Ventrikel-Ausfluss-Verbindung vorbei, den Ausflusskanal hinauf und an der Aortenklappe vorbei beschleunigte, wodurch beim Passieren der Klappe eine markante Dreistrahlstruktur entstand. Der maximale Auslassdurchfluss wurde in der Mitte der Systole beobachtet, wo sich der AV-Zylinder mit maximaler Geschwindigkeit nach unten bewegte, und der maximale Auslassdruck trat kurz vor der Endsystole auf. Die Aortenklappe schloss sich zu Beginn der Diastole aufgrund des durch den Auslass angesaugten Rückflusses. Sobald sie geschlossen war, entstand ein negativer Druckgradient über der Mitralklappe, der dazu führte, dass sie sich öffnete und der Zyklus von neuem begann.

(a) Geschwindigkeitsströmungsfeld und (b) Druckkonturdiagramme bei mittlerer Systole, Endsystole, mittlerer Diastole und Enddiastole bei einem Betriebspunkt von 100 Schlägen pro Minute (21 mm), was 5 l/min entspricht. Schwarze Pfeile in der Mitte der Systole und Mitte der Diastole zeigen die Richtung der AV-Ebene an. (c) Transienter Auslassvolumenstrom und Auslassdruck. Graue Bereiche des Diagramms stellen die Diastole dar, während weiße Bereiche die Systole darstellen.

Der transiente Volumenstrom \(Q_{\text {out}}\) (L/min) und der Druck \(P_{\text {out}}\) (mmHg) am Auslass wurden mit dem in vitro verglichen Daten der Hybridanlage für die 16 betrachteten unterschiedlichen Betriebspunkte (Abb. 4a,b). Qualitativ gab es eine gute Übereinstimmung zwischen dem simulierten und dem experimentellen Druck und der Durchflussrate. Am Ende jedes Pulses wurden kleine Unterschiede in der Flussrate beobachtet, wenn die experimentellen Ergebnisse stärker schwankten als die simulierten Ergebnisse, was auf Modellvereinfachungen im Vergleich zum gesamten Hybrid-Herz-Kreislauf-Simulator zurückzuführen sein kann; Insbesondere werden Wellen von den starren nachgeschalteten Komponenten reflektiert. Quantitativ betrug der maximale RMSE für \(P_{\text {out}}\) als Prozentsatz des Peaks \(P_{\text {out}}\) 5 % und trat bei 80 Schlägen pro Minute und 19 mm auf. Der maximale RMSE für \(Q_{\text {out}}\) als Prozentsatz des Peaks \(Q_{\text {out}}\) betrug 15 % und trat bei 100 Schlägen pro Minute und 19 mm auf. Die Beziehungen zwischen dem Mittelwert \(Q_{\text {out}}\) und dem Pulsdruck mit der Schlaglänge und der Herzfrequenz sind in Abb. 4c,d dargestellt. Der Mittelwert \(Q_{\text {out}}\) stieg linear mit zunehmender Herzfrequenz und Schlaglänge an, mit einem Maximalwert von 7,1 l/min bei 120 bpm 25 mm und einem Minimalwert von 2,8 l/min bei 60 Schläge pro Minute 19 mm. Der Pulsdruck stieg linear mit der Schlaglänge an, blieb jedoch bei Variation der Herzfrequenz weitgehend konstant. Der maximale Pulsdruck betrug 43,6 mmHg und trat ebenfalls bei 120 Schlägen pro Minute (25 mm) auf, während der minimale Puls 34 mmHg betrug und ebenfalls bei 60 Schlägen pro Minute (19 mm) auftrat.

Der Vergleich zwischen simulierten und experimentellen Daten eines hybriden Herz-Kreislauf-Simulators von (a) Auslassdruck und Aortendruck und (b) Auslassvolumenstrom und Ausflussvolumenstrom zeigt eine gute qualitative Übereinstimmung zwischen den Datensätzen. (c) Mittlerer Auslassvolumenstrom in Abhängigkeit von der Herzfrequenz bei einer Änderung der Hublänge. (d) Auslasspulsdruck in Abhängigkeit von der Schlaglänge bei einer Änderung der Herzfrequenz.

Daten aus Videos der In-vitro-Klappenbewegung, die mit einer Frequenz von 200 Hz38 und einem Betriebszustand von 100 Schlägen pro Minute und 25 mm aufgezeichnet wurden, wurden mit der Klappenbewegung aus den Simulationen verglichen (Abb. 5a). Es wurde beobachtet, dass beide Ventile zu ähnlichen Zeitpunkten mit dem Schließen begannen und das Schließen beendeten. Die Dauer der vollständig geöffneten und vollständig geschlossenen Phasen ist für beide Ventile ebenfalls ähnlich, mit einem Unterschied von nur 0,01 s (entspricht 2 Frames Videodaten) in beiden Fällen. Es wurden drei Zeitpunkte ausgewählt und die Mitralklappe visuell zwischen den beiden Datensätzen in Abb. 5b verglichen. Es wurde ein ähnliches Öffnungs- und Schließverhalten beobachtet, insbesondere das „Plateauieren“ des Winkels des Mitralsegels beim Öffnen, das in beiden Datensätzen auftrat. Es war nicht möglich, anhand der Videos genaue Winkel zu messen. Die Start- und Endzeit der Öffnungsphase lagen in den In-vitro- und Simulationsdaten sehr nahe beieinander, die Bilder zeigen jedoch eine gewisse Diskrepanz zwischen den Winkeln der Mitralklappensegel in den Videodaten und den Simulationsdaten.

(a) Vorübergehender Vergleich der Aorten- und Mitralklappenwinkel zwischen simulierten und In-vitro-Daten. In beiden Fällen wurde der simulierte linke Ventilwinkel verwendet. Durchgezogene blaue Linien stehen für vollständig geöffnet und vollständig geschlossen. Gestrichelte blaue Linien stellen den Übergang zwischen den beiden Zuständen dar und nicht die tatsächlichen Ventilbewegungseigenschaften. (b) Bildvergleich zwischen der In-vitro-Videoaufnahme und der simulierten Mitralklappenposition. Die nummerierten Punkte entsprechen den Punkten in (a), wobei Punkt 1 die vollständig geöffnete Mitralklappe darstellt, Punkt 2 das Schließen der Mitralklappe und Punkt 3 das Öffnen der Mitralklappe. Die Mitralklappensegel sind in Dunkelgrau dargestellt, während der Rest des Pumpengehäuses in Hellgrau dargestellt ist. (c) Vergleich der linken und rechten Mitralklappensegel für den niedrigsten CO (60 Schläge pro Minute, 19 mm), was 3 l/min entspricht, und den höchsten CO (120 Schläge pro Minute, 25 mm), was 7 l/min entspricht, wobei \({ 0}^\circ\) ist vollständig geschlossen und \({44}^\circ\) ist vollständig geöffnet.

Es gab einige Unterschiede im Verhalten der simulierten Kinematik der Mitralklappensegel zwischen den Betriebspunkten, wenn sich die Klappe in der offenen Phase befand. Abbildung 5c ​​zeigt die Winkelvariation für das linke und rechte Mitralsegel für die niedrigste und höchste Herzleistung (CO). Bei niedrigen CO-Werten wurden Schwankungen sowohl im linken als auch im rechten Flügelwinkel beobachtet, und der linke Flügel begann sich etwas früher zu schließen. Dieses asymmetrische Verhalten der Klappensegel war bei einem hohen CO-Wert nicht so ausgeprägt, da die beiden Klappensegel stattdessen zu ähnlichen Zeiten zu schließen begannen und während der vollständig geöffneten Phase nicht das gleiche oszillierende Verhalten zeigten. Dieses Verhalten wurde für die Aortenklappe nicht beobachtet. Stattdessen erfolgte das Öffnen und Schließen beider Aortenklappensegel gleichzeitig, und während der vollständig geöffneten Phase war keine Oszillation vorhanden.

Die Auswaschkonturen nach vier Zyklen für Betriebspunkte mit niedrigem, mittlerem und hohem CO-Gehalt sind in Abb. 6a dargestellt. Dies zeigte eine Zunahme des Auswaschens mit einem Anstieg des CO. Der Großteil der Vorhofregion war unter den drei Bedingungen vollständig ausgewaschen, wobei die rechte Seite des Vorhofs und die Oberseite des AV-Zylinders im unteren und unteren Bereich unter 100 % lagen mittleres CO. Die Ventrikel- und Auslassleitungsregionen zeigten die größte räumliche Variation der Auswaschung zwischen den drei Bedingungen, wobei die Auswaschung in diesen Bereichen mit steigendem CO zunahm. An der Grenze zwischen dem AV-Zylinder und der Ventrikelregion wurden Bereiche mit der geringsten Auswaschung beobachtet, allerdings gelangte während der Diastole kontinuierlich neues Blut in diesen Bereich. Der Auswaschskalar wurde am in Abb. 1b definierten ventrikulären Überwachungspunkt berechnet. Die ventrikuläre Auswaschung am Ende der vier Zyklen betrug für die drei COs 64 %, 80 % bzw. 89 %.

(a) Auswaschkonturdiagramme für niedriges (60 Schläge pro Minute, 19 mm), mittleres (100 Schläge pro Minute, 21 mm) und hohes (120 Schläge pro Minute, 25 mm) CO, entsprechend 3, 5 und 7 l/min. (b) Rate der ventrikulären Auswaschung im Vergleich zur mittleren Volumenflussrate für die 16 simulierten Betriebspunkte.

Um die Auswaschleistung jedes Betriebspunkts zu vergleichen, wurde der ventrikuläre Auswaschwert am Ende von vier Zyklen durch die Gesamtzeit normalisiert, wodurch eine ventrikuläre Auswaschrate ermittelt wurde, die in Abb. 6b dargestellt ist. Insbesondere bei niedrigeren Flussraten wurde ein überwiegend linearer Trend der Auswaschrate im Verhältnis zur mittleren Volumenflussrate beobachtet. Eine maximale Rate von etwa 40 %/s trat bei 120 Schlägen pro Minute und 25 mm auf. Die Auswaschrate pendelte sich bei hohen Schlaglängen ein, wobei das Ausmaß der Abflachung mit zunehmender Herzfrequenz zunahm.

Die zeitliche Variation der Scherspannungen wurde anhand der volumengewichteten mittleren skalaren Scherspannung \({\overline{\sigma }}\) (Pa) untersucht, die mithilfe von Gl. berechnet wurde. (2) für jeden Betriebspunkt zu jedem Zeitschritt,

Dabei war V das Gesamtpumpenvolumen, \(\sigma\) die skalare Scherspannung, n die Anzahl der Fluidelemente und \(V_i\) das Volumen eines bestimmten Fluidelements. Die zeitliche Variation von \({\overline{\sigma }}\) ist in Abb. 7a dargestellt.

(a) Volumengewichtete mittlere skalare Scherspannung (\({\overline{\sigma }}\)) gegen die Zeit für die verschiedenen simulierten Bedingungen. MD bezieht sich auf die mittlere Diastole, während sich MS auf die mittlere Systole bezieht. (b) Zeitgemitteltes \({\overline{\sigma }}\) gegen den mittleren Volumendurchfluss für jede der simulierten Bedingungen. (c) Durchschnittlicher prozentualer Anteil des Blutvolumens, das im Verlauf eines Zyklus einer bestimmten Scherbeanspruchung ausgesetzt ist. Der niedrige CO-Wert betrug 60 bpm 19 mm (3 l/min), der mittlere CO-Wert betrug 100 bpm 21 mm (5 l/min) und der hohe CO-Wert betrug 120 bpm 25 mm (7 l/min).

\({\overline{\sigma }}\) war während der Systole größer als während der Diastole. Der Spitzenwert trat kurz nach der Mitte der Systole auf, wobei die Stärke des Spitzenwerts mit zunehmender Schlaglänge und Herzfrequenz zunahm. Das Minimum \({\overline{\sigma }}\) trat am Ende der Diastole auf, kurz bevor sich die Mitralklappe schloss und die Aortenklappe öffnete. Das Öffnen und Schließen der Ventile erzeugte einen kleinen Anstieg in \({\overline{\sigma }}\). Der Höhepunkt \({\overline{\sigma }}\) während der Diastole trat kurz nach der Mitte der Diastole auf, und auch dieser Wert stieg mit zunehmender Schlaglänge und Herzfrequenz an. Der Zusammenhang zwischen dem durchschnittlichen Volumenstrom und dem zeitlichen Mittel \({\overline{\sigma }}\) ist in Abb. 7b dargestellt. Es ist ein linearer Trend zu erkennen, bei dem der zeitliche Durchschnitt \({\overline{\sigma }}\) mit der mittleren Volumenflussrate zunimmt. Für Betriebspunkte, die eine äquivalente durchschnittliche Flussrate erzeugten, wurde ein niedrigerer zeitlicher Durchschnitt \({\overline{\sigma }}\) durch Erhöhung der Schlaglänge und Verringerung der Herzfrequenz beobachtet.

Die räumliche Variation der Scherspannungen wurde mithilfe eines kumulativen Expositionsansatzes untersucht, bei dem das gesamte Blutvolumen über einem bestimmten Scherspannungsschwellenwert für die drei CO-Bedingungen in jedem Zeitschritt berechnet und über die Zeit gemittelt wurde, um ein mittleres Blutvolumen für jede Scherung zu erhalten Spannungsschwelle, dargestellt in Abb. 7c. Die mittleren Volumina, die einer erhöhten Belastung ausgesetzt waren, nahmen mit zunehmendem CO zu, der Großteil der Belastungen war jedoch gering, wobei 99 % des mittleren Volumens einer Scherspannung von weniger als 2, 3 und 4 Pa ​​für niedrige, mittlere und hohe CO ausgesetzt waren jeweils. Zwei Schwellenwerte von 17,5 Pa und 150 Pa wurden verwendet, um die Exposition gegenüber einer erhöhten räumlichen und zeitlichen Scherbeanspruchung zu untersuchen, und korrelierten mit einer Schädigung des von Willebrand-Faktors bzw. der roten Blutkörperchen35,43. Der durchschnittliche prozentuale Volumenanteil, der mehr als 17,5 Pa ausgesetzt war, betrug für die drei Bedingungen 0,001 %, 0,006 % und 0,018 %. Der prozentuale Zyklus, in dem diese Bedingungen überschritten wurden, betrug 97 % bei niedrigem CO, 93 % bei mittlerem CO und 100 % bei hohem CO. Der mittlere prozentuale Volumenanteil, der über 150 Pa ausgesetzt war, betrug 9,0 \(\times 10^{-7}\ )%, 3,7 \(\times 10^{-6}\)% und 9,2 \(\times 10^{-6}\)% für die drei Bedingungen, mit einem Maximalwert von 1 \(\times 10^{ -4}\)%, 2,3 \(\times 10^{-4}\)% bzw. 4,5 \(\times 10^{-4}\)%. Die prozentuale Zykluszeit, in der 150 Pa überschritten wurden, betrug für die drei Bedingungen 2,7 %, 10,0 % bzw. 16,9 %.

Die Zeitpunkte, die dem Peak \({\overline{\sigma }}\) während der Systole und Diastole entsprechen, wurden ausgewählt, um die räumliche Verteilung der skalaren Scherspannungen zu untersuchen. Die Stellen des Blutes, die zu den beiden Zeitpunkten die Schwellenschubspannung von 17,5 Pa überschritten haben, sind in Abb. 8a für die drei CO-Fälle dargestellt. Wie bereits erwähnt, nahm das Volumen der Flüssigkeit, die mehr als 17,5 Pa ausgesetzt war, mit zunehmendem CO zu. Beim systolischen \({\overline{\sigma }}\)-Peak befand sich der Großteil der erhöhten Scherspannung um die Aortenklappe herum, da das Blut um die Klappensegel herum beschleunigte. Darüber hinaus gab es an der Verbindungsstelle zwischen Ventrikel und Auslasskanal einen Bereich mit erhöhter Scherspannung, in dem Flüssigkeit durch die Verengung zwischen diesen beiden Bereichen beschleunigt wurde. Während des diastolischen \({\overline{\sigma }}\)-Peaks befand sich die erhöhte Scherspannung um die Mitralklappe herum, da sich der AV-Zylinder nach oben bewegte und das Blut an der Mitralklappe vorbei nach unten strömte. Abbildung 8b zeigt die Oberflächenverteilung der Wandschubspannung der Aortenklappe zu den entsprechenden Zeitpunkten. Die Vorderkante des Klappensegels war in beiden Fällen der Ort der höchsten Wandschubspannungen, die im Fall der Aortenklappe größer waren.

(a) Flüssigkeitsvolumen, das den Schwellenwert der skalaren Scherspannung von 17,5 Pa an den systolischen und diastolischen Spitzenzeitpunkten der skalaren Scherspannung überschreitet und (b) Wandschubspannungsverteilung der Aortenklappe bei systolischer Spitzenscherspannung und der Mitralklappe bei diastolischem Spitzenzeitpunkte der skalaren Scherspannung für niedriges (60 Schläge pro Minute, 19 mm), mittleres (100 Schläge pro Minute, 21 mm) und hohes (120 Schläge pro Minute, 25 mm) CO, entsprechend 3, 5 und 7 l/min.

Der Realheart TAH kann auf verschiedene Arten betrieben werden, um viele mögliche pulsierende Pumpeigenschaften zu erreichen. Die Auswirkungen dieser Pumpeigenschaften auf das Blut und den Rest des Körpers sind möglicherweise nicht intuitiv erkennbar. Daher ist ein Computermodell von Vorteil, das eine detaillierte Bewertung einiger dieser Auswirkungen ermöglichen kann. Ziel dieser Studie war es, ein solches CFD-Modell zu erstellen und zu messen, wie sich eine Variation der Schlaglänge und der Herzfrequenz auf die Pumpwellenform, die Klappenkinematik, das Auswaschen und die Scherspannungen auswirkt.

Während der Betrieb des TAH vom Benutzer vorgegeben werden kann, reagiert das Verhalten bestimmter Kernkomponenten des Geräts auf eine Änderung dieser Eingabeparameter. Das im Gerät enthaltene BMHV-Paar steuert die Vorwärtsbewegung des Blutes und öffnet und schließt sich aufgrund der auf sie wirkenden Flüssigkeitskräfte. BMHVs werden traditionell beim Aorten- oder Mitralklappenersatz eingesetzt und liegen als solche in elastischen Kammern vor, die sich der umgebenden Strömung anpassen. In dieser Anwendung befinden sich beide Ventilsätze in einer eingeschränkteren Umgebung, wodurch möglicherweise unterschiedliche Strömungseigenschaften entstehen. In dieser Studie wurde eine zuvor entwickelte FSI-Ventilbewegungsstrategie39 in das Modell des gesamten Geräts implementiert. Bei dieser Strategie wurden die auf die Klappenblättchen wirkenden Flüssigkeitskräfte berücksichtigt, die dazu führen, dass sich diese während des Zyklus öffnen und schließen. Diese Arbeit stellt eine Verbesserung gegenüber dem vorherigen Ansatz von Kelly et al.38 dar, der die Bewegung der Klappensegel auf der Grundlage einer Videoanalyse vorschrieb. Diese Studie hat gezeigt, dass sich die Klappensegel, insbesondere die der Mitralklappe, unter verschiedenen Betriebsbedingungen unterschiedlich verhalten. Das Oszillationsverhalten bei niedrigeren CO-Werten führte zu einer Variation der Blättchenbewegung von Zyklus zu Zyklus für die fünf simulierten Zyklen. Dieses Verhalten wirkt sich auf Prozesse wie das Auswaschen aus, da das Blut von Zyklus zu Zyklus auf leicht unterschiedliche Weise zwischen den Vorhöfen und der Herzkammer transportiert wird. Dies wäre bei hohen CO-Werten nicht der Fall, da das Verhalten der Mitralklappensegel zwischen den Zyklen konsistenter war. Die Fähigkeit, dieses Verhalten der Klappensegel zu erfassen, wird letztendlich zu genaueren Ergebnissen sekundärer Analysen wie Auswaschungen und Vorhersagen von Blutschäden führen. Das Klappenöffnungsverhalten ähnelte dem von Mirkhani et al. beobachteten Verhalten der ON-X-Klappe unter physiologischen Bedingungen in einer aufsteigenden Aorta45. Bei einem Betriebszustand von 6 l/min betrug die Ventilöffnungszeit von Mirkhani et al. etwa 80 ms, verglichen mit etwa 60 ms in dieser Studie. Darüber hinaus zeigten beide Studien ähnliche Strömungsfeldeigenschaften mit einer markanten, aber einfachen Dreistrahlstruktur hinter den vollständig geöffneten Klappenblättern, die auch von Akutsu und Matsumoto46 beobachtet wurde.

Während die Haltbarkeit der Klappe nicht im Mittelpunkt dieser Arbeit stand, wurden ON-X-Klappen getestet, zugelassen und nicht nur in der Aortenposition, sondern auch in der Mitralposition als Herzklappenersatz verwendet. Selbst in diesen Szenarien, in denen die erwartete Therapie viel länger dauert als bei TAH-Anwendungen, wurden hervorragende Ergebnisse im Hinblick auf die Haltbarkeit der Klappe gezeigt47. Wie bereits erwähnt, führte das Realheart-Pumpprinzip zu ähnlichen Strömungsprofilen um die Ventile herum, sodass die Haltbarkeit der Ventile kein großes Problem darstellt. Dennoch besteht die Möglichkeit, die Motorsteuerung anzupassen, um vorübergehende Druckspitzen beim Schließen des Ventils zu reduzieren, und die Haltbarkeit wird in den abschließenden Systemtests überprüft.

Die simulierten Ergebnisse von \(Q_{\text {out}}\) und \(P_{\text {out}}\) wurden mit denen des TAH im hybriden Herz-Kreislauf-Simulator verglichen. Die hervorragende Übereinstimmung zwischen den Ergebnissätzen unterstreicht die Genauigkeit und Anpassungsfähigkeit des Modells an eine Änderung der Betriebsbedingungen und deutet darauf hin, dass das Modell in zukünftigen Studien über zusätzliche Betriebspunkte hinweg simuliert werden könnte, die hier nicht berücksichtigt wurden. Darüber hinaus können mit demselben Modellierungsansatz verschiedene Generationen des Geräts erstellt werden, auch solche, für die kein Prototyp erstellt wurde, was den Weg für genaue Leistungsvorhersagen und Vergleiche zwischen Generationen ebnet. Darüber hinaus näherte sich das Zwei-Elemente-Windkessel-Modell in dieser Studie der systemischen Zirkulation an, dies könnte jedoch in zukünftigen Studien patientenspezifisch gestaltet werden, was eine personalisiertere physiologische Druckreaktion aus der Simulation ermöglicht.

Der experimentelle \(Q_{\text {out}}\)-Wert zeigte Oszillationen, insbesondere nach dem Schließen der Aortenklappe, während der simulierte \(Q_{\text {out}}\) eine viel gleichmäßigere numerische Reaktion aufwies. Dies könnte darauf zurückzuführen sein, dass die nachgeschalteten Flüssigkeitskammern des hybriden Herz-Kreislauf-Simulators nicht explizit im CFD modelliert wurden, wo reflektierte Wellen im Laufe der Zeit kleine Schwankungen der Durchflussrate verursachen könnten. Ein weiterer Grund könnte das Weglassen der flexiblen Membranen im Gerät sein, was ebenfalls zu kleinen vorübergehenden Schwankungen der Durchflussrate beitragen würde. Die allgemeine Form der Pumpwellenform stimmt jedoch gut überein, wobei die Spitzenwerte zwischen den simulierten und experimentellen Daten nicht wesentlich variieren.

Die unphysiologischen Strömungsbedingungen, die in mechanischen Kreislaufunterstützungsgeräten wie VADs oder TAHs auftreten, führen zu einem gewissen Grad an Bluttrauma, sei es durch eine Schädigung der Blutbestandteile oder durch thrombogene Ereignisse48. Thrombusbildung kann auftreten, wenn aktivierte Blutplättchen in Regionen mit geringer Scherung abgelagert werden, in denen das Blut stagniert. Auswaschsimulationen können Aufschluss darüber geben, wie Blut durch das Gerät fließt. Sie zeigen mögliche Bereiche auf, in denen Blut stagnieren kann, und wie sich dies bei einer Änderung der Betriebsbedingungen ändert.

Das Auswaschen wurde mithilfe eines Eulerschen Skalartransportmodells simuliert, ähnlich wie bei anderen Ansätzen zur Simulation des Auswaschens in VADs49,50 und TAHs38. Andere Ansätze verwendeten eine Flüssigkeitsvolumenmethode, um die alte und neue Blutphase getrennt zu behandeln34,37. Hier wurde der Euler-Ansatz verwendet, um die Flexibilität des Modells zu maximieren, sodass alle zukünftigen numerischen Analysen an einem Einphasen-Strömungsfeld durchgeführt werden können.

In dieser Studie wurde die Auswaschung am Ende von vier Zyklen anhand der Gesamtzeit bis zur Ermittlung einer Auswaschungsrate normalisiert, was den Vergleich verschiedener Herzfrequenzen ermöglichte. Eine höhere Auswaschrate ist wünschenswert, da sie sich direkt in einer Verkürzung der Blutstagnationszeit niederschlägt und so die Möglichkeit einer Thrombusbildung verringert. Das Auswaschen ist jedoch ein nichtlinearer Prozess49,50, der aus einem anfänglichen linearen Anstieg bei niedrigen Auswaschwerten und einem nichtlinearen Anstieg des Auswaschens bei höheren Werten besteht, bei denen die Auswaschrate abnimmt. Die in dieser Studie berechnete Auswaschrate geht von einer linearen Beziehung zwischen Auswaschung und Zeit aus und könnte beschreiben, warum die Auswaschrate in Abb. 6a abnimmt, wo höhere Volumenströme größere Auswaschwerte erzeugen, die im nichtlinearen Bereich vorliegen. Zukünftige Arbeiten könnten die Zeit untersuchen, die benötigt wird, um für jede Bedingung eine 95-prozentige Auswaschung zu erreichen. Aufgrund der pulsierenden Natur der Pumpe kann es jedoch viele Zyklen dauern, bis dies erreicht ist, insbesondere bei niedrigen mittleren Volumendurchflussraten. Darüber hinaus wird der Einfluss der Reduzierung des Residualvolumens in den Vorhöfen und Ventrikeln von großem Interesse sein.

Eine Verbesserung der Auswaschrate wurde mit einem Anstieg des Herzzeitvolumens beobachtet. Allerdings wurde für Betriebspunkte, die das gleiche Herzzeitvolumen erzeugten (innerhalb von 3 % voneinander), eine verbesserte Auswaschrate mit erhöhter Herzfrequenz, aber verringerter Schlaglänge erreicht, wie z. B. 100 Schläge pro Minute 23 mm und 120 Schläge pro Minute 19 mm.

Im Vergleich zur vorherigen Realheart CFD-Studie von Kelly et al.38 war das Auswaschverhalten ähnlich, mit dem gleichen Prozentsatz an ventrikulärem Auswaschen nach 4 Zyklen (87 % im Vergleich zu 86 % in dieser Studie) für denselben Betriebspunkt (80 Schläge pro Minute, 25 mm). . In dieser Studie wurde eine verbesserte Auswaschung an der Überlappung des AV-Zylinders und der Vorhof- und Ventrikelregionen beobachtet. Dieser Unterschied ist wahrscheinlich auf die Unterschiede in den Rechenmodellen zurückzuführen, da die in dieser Studie verwendete Overset-Methode Fest-Flüssigkeits-Grenzflächen definiert hat, während dies bei der zuvor verwendeten Immersed-Boundary-Methode nicht der Fall ist. Wenn man die Ergebnisse dieser Studie mit denen von CARMAT vergleicht, ist die Auswaschung gut vergleichbar, wobei die prozentuale Auswaschung im linken und rechten Ventrikel 93,8 % bzw. 85 % betrug34.

Schäden an Blutbestandteilen entstehen durch die Einwirkung erhöhter Scherbeanspruchungen im Laufe der Zeit51. Abgesehen von der expliziten Modellierung der Blutschädigung mithilfe einer Schadensfunktion ist die Untersuchung der Verteilung von Scherspannungen und der Zeitspanne, für die eine Schwellenspannung überschritten wurde, ein guter Indikator für die Analyse von Blutschäden52. Der Großteil der Scherspannungen war von geringer Stärke, so dass eine Untersuchung einer niedrigeren Scherspannungsschwelle nützliche Erkenntnisse über andere Arten von Schäden durch Blutbestandteile liefern könnte. Es wurde ein Wert von 17,5 Pa verwendet, da dieser mit der Verschlechterung des von Willebrand-Faktors53 in Verbindung gebracht wurde. Während die Exposition über 17,5 Pa während des gesamten Zyklus für die drei betrachteten Bedingungen konstant war, war der mittlere Prozentsatz des Blutvolumens, das über 17,5 Pa ausgesetzt war, für alle Bedingungen niedrig, mit einem Maximalwert von 0,018 % des mittleren Volumens, das bei der höchsten CO-Exposition ausgesetzt war (7 l/min). Diese Werte sind niedriger als für CARMAT angegeben, wo für ähnliche COs die durchschnittlichen prozentualen Überschreitungen bei 0,004 %, 0,02 % bzw. 0,03 % lagen35.

Der zweite in dieser Studie untersuchte Schwellenwert lag bei 150 Pa, was mit einer Hämolyse roter Blutkörperchen in Verbindung gebracht wurde43,51,54. Dieser Wert wurde während des Großteils des Zyklus in allen Fällen nicht überschritten. Bei einem Durchbruch waren die Flüssigkeitsmengen, die diesen Schwellenwert überstiegen, sehr gering und entsprachen oft nur wenigen Zellen zu einem bestimmten Zeitpunkt, was bedeutet, dass die Wahrscheinlichkeit einer Schädigung der roten Blutkörperchen gering war.

Durch die Untersuchung der Beziehung zwischen dem zeitlichen Mittel \({\overline{\sigma }}\) und dem Betriebspunkt könnten Optimierungen für den Betrieb des Geräts vorgeschlagen werden. Wie beim Auswaschen wurden Betriebspunkte verglichen, die den gleichen mittleren Volumenstrom ergaben. Dies deutet darauf hin, dass eine geringfügige Verringerung des zeitlichen Mittelwerts \({\overline{\sigma }}\) durch eine Verlängerung der Schlaglänge und eine Verringerung der Herzfrequenz erreicht werden kann. Dies deutet auf die gleiche Schlussfolgerung hin, die sowohl von Syncardia32 als auch von ReinHeart55 gezogen wurde: Ein Anstieg der Herzfrequenz aufgrund der Verkleinerung der Pumpe führte zu einem höheren Maß an Scherspannung und Hämolyse. Die in dieser Studie beobachtete Methode zur Reduzierung der Scherspannungen steht im Widerspruch zu dem Ergebnis zur Erhöhung der Auswaschrate, was darauf hindeutet, dass ein Kompromiss zwischen Scherspannungsniveaus und Auswaschleistung geschlossen werden müsste.

In dieser Studie wurde ein Lückenmodell verwendet, um die peripheren Lücken um die Außenseite der Klappensegel sowie zwischen den Klappensegeln numerisch zu vernachlässigen. Dadurch wurde eine perfekte Ventildichtung erreicht und der Leckagestrom wurde vernachlässigt. Es hat sich gezeigt, dass Leckageströmungen, insbesondere durch den Gelenkbereich eines BMHV, Bereiche mit sehr hoher Scherung erzeugen56,57,58. In zukünftigen Studien, insbesondere solchen, die sich auf die Schädigung von Blutbestandteilen konzentrieren, kann die Genauigkeit der Klappen im Modell verbessert werden, was zu genaueren Vorhersagen von Blutschäden führen dürfte. Eine weitere Modellvereinfachung war der Verzicht auf eine explizite Modellierung der Membranverformung. Die Hinzufügung der deformierenden Membran würde Druckanstiege in den Vorhof- und Ventrikelregionen absorbieren, was möglicherweise zu einer geringfügigen Änderung der Ventilbewegungs-, Druck- und Volumendurchflusseigenschaften führen und die Auswascheigenschaften in der Region in der Nähe des AV-Zylinders verändern würde.

Zusammenfassend lässt sich sagen, dass sich das FSI-Modell des Realheart TAH in einem breiten Spektrum klinisch relevanter Betriebsbedingungen als genau und robust erwiesen hat und eine hervorragende Übereinstimmung mit In-vitro-Experimenten aufweist, die an einem hybriden Herz-Kreislauf-Simulator durchgeführt wurden. Das Modell ist in der Lage, das Auswaschen von Blut im gesamten Gerät zu erfassen und zeigt im Verhalten Übereinstimmung mit anderen ähnlichen Studien. Darüber hinaus zeigen Untersuchungen zur räumlichen und zeitlichen Verteilung skalarer Scherspannungen, dass die Wahrscheinlichkeit einer Blutschädigung gering ist, was teilweise auf sehr geringe Blutmengen zurückzuführen ist, die erhöhten Belastungen ausgesetzt sind. Dieses FSI-Modell kann auf andere künstliche Herzen mit positiver Verdrängung angewendet werden, die mechanische Klappen verwenden, um die Vorwärtsbewegung des Blutes zu steuern. Zukünftige Arbeiten werden den Grad der Hämolyse innerhalb des Geräts sowie das Thrombosepotenzial quantifizieren.

Die während der aktuellen Studie generierten und/oder analysierten Datensätze sind aufgrund kommerzieller Sensibilität nicht öffentlich verfügbar, können jedoch auf begründete Anfrage beim entsprechenden Autor angefordert werden.

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JB PhD wurde zu 50 % von Scandinavian Real Heart AB und EPSRC finanziert (Referenz: 2426107). Die Autoren danken der Research Computing Group der University of Bath (http://doi.org/10.15125/b6cd-s854) für ihre Unterstützung bei dieser Arbeit.

Fakultät für Maschinenbau, University of Bath, Bath, Großbritannien

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

Scandinavian Real Heart AB, Västerås, Schweden

Azad Najar, Thomas Finocchiaro und Ina Laura Perkins

Fakultät für Naturwissenschaften und Technologie, Universität Twente, Twente, Niederlande

Libera Fresiello

Zentrum für therapeutische Innovation, Universität Bath, Bath, Großbritannien

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

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JB hat das Manuskript geschrieben und die rechnerische Analyse durchgeführt. LF führte experimentelle Analysen durch. AN, ILP und TF konzipierten das Konzept/Design. HG, ANC und KHF führten eine Dateninterpretation durch. Alle Autoren haben das Manuskript überprüft und genehmigt.

Korrespondenz mit Katharine H. Fraser.

AN, TF und ILP sind Mitarbeiter oder Berater und/oder Aktionäre von Scandinavian Real Heart AB. JB, LF, HG, ANC und KHF erklären keine potenziellen Interessenkonflikte.

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Nachdrucke und Genehmigungen

Bornoff, J., Najar, A., Fresiello, L. et al. Modellierung der Fluid-Struktur-Interaktion eines totalen künstlichen Herzens mit positiver Verdrängung. Sci Rep 13, 5734 (2023). https://doi.org/10.1038/s41598-023-32141-2

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Eingegangen: 23. Dezember 2022

Angenommen: 23. März 2023

Veröffentlicht: 14. April 2023

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

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