Бивентрикулярная модель сердца для имитации обширной активизации после стимуляции и последующего сокращения

Г.Хуттен, Л.Фриц, Б.Чапеллер
Институт медицинского инженерии
Технический Университет
Грац (Австрия)

• Введение
• Цели и задачи
• Электрофизиологическая модель
• Механическая модель
• Результаты
• Обсуждение достижений
• Выводы

• Выше поверхности электрокардиограмм относительно краткосрочной и долгосрочной воспроизводимости, т.е. нет никакого относительного смещения между сердцем, как источником сигнала и электродом, вызванным дыханием.
• Возмещение возможного высокого уровня стандартизации по отношению к сердечному ритму, выявление нерегулярного ритма и воспроизводства сигналов, т.е. усреднённых и параметрических источников.
• Выявление возрастающего потенциала для кардиального мониторирования.
• Имеют следующий недостаток. Морфология сигнала ВВР зависит от индивидуальных особенностей, таких как геометрическая анатомия сердца и точное расположение электрода.
• Имеют морфологию сигнала, которая показывает внутренние динамические изменения во время врастания внутрь электрода и когда пациент не находится в гемодинамически стабильном положении, т.е. во время среднего посттрансплантатного периода.

• имитировать обширную активизацию;
• имитировать последующее сокращение;
• применять один или более электродов, которые могут быть использованы для наблюдения и мониторирования вызванных реакций;
• размещать эти электроды в любой желаемой интравентрикулярной или эпимиокардиальной позиции;
• расчитывать потенциал, проходящий от возбуждаемой вентрикулярной тканевой массы на поверхности электродов;
• производить любую индивидуальную геометрическую модель сердца;
• применять данные, полученные при помощи скоростных компьютерных технологий.

• Простая модель основанная на элипсодической форме.
• Индивидуально подходящая модель основанная на сегментации получения скоростных компьютерных данных.

• Обе модели были подразделены на маленькие кубические элементы объёма с примерно 60,000 вокселей для элипсодической модели (т.е. 1,5 x 1,5 x 1,5 мм) и около 65,000 вокселей для индивидуально подходящей модели (т.е. 1,5 x 1,5 x 1,5 мм).
• Индивидуальные свойства могут быть заданы для каждого единичного вокселя, т.е. форма действия потенциала или скорость распространения активизации с соответствующей анизотропией.
• Фиброзная оболочка (мембрана) вокруг электрода и её увеличение во время постимплантационного периода может быть соотнесена с ограничениями пространства путём получения только «пассивных» only “passive” электрических и механических свойств по отношению к ткани.
• Основное предположение заключается в том, что поле электрического потенциала, вызванное волной двигает вперёд процесс деполяризации и риполяризации через миокардиальную оболочку. Всеобщий потенциал на поверхности электрода, расчитывается при помощи принципа пространственного угла.

• Пассивное и активное сокращение миокардиальной ткани вызывается комплексом трёх-размерной пружинно амортизационной системы.
• Каждый воксель может быть задан в соответствии с индивидуальными механическими свойствами.
• Каждый воксель может представлять механическую анизотропию в соответствии с направлением мышечного волокна.
• Расчёт миокардиального сокращения должен проводиться со следующими требованиями:
  • Ударный объём, т.е. снижение во внутривентрикулярном объёме, и фракция выброса должны быть в пределах физиологических ограничений.
  • Во время сокращения каждый воксель должен придерживаться своего близкого расположения по отношению ко всем вокселям, которые имеют смежные узлы.
  • Смещение объём a в результате деформации вокселя во время сокращения должно быть также рассчитано, с тем чтобы не происходило никакого изменения объёма.
  Модель времени курса сокращения будет сравнима с физиологическими графиками (диаграммами) и соотнесена с фазовой обширной активизацией.

• Данная модель позволяет систематически изменить определённые черты, такие как позицию электрода или оющую мышечную массу и, таким образом изучить их влияние на морфологию сигнала ВВР/VERXs.
• Возможно изучить сокращение и впоследствии его влияние на морфологию сигнала.
• Достигнутые результаты являются эхокардиографическими исследованиями.
• Пространственное разрешение 65,000 кубов (1.5 x 1.5 x 1.5 мм) не является подходящим, особенно по отношению к фиброзной капсуле и её увеличение во время постимплантационного периода, оно также сопоставимо с установлением специализированной проводной системы к волокнам Пуркинье.
• Параметры идентификации механической пружинно амортизационной системы сложны и требуют усовершенствования.
• Время вычислений на PC Pentium IV, 3 GHz, на 1 полную имитацию занимает 20 часов и требует укорачивания.
• Кубическая форма конечных элементов не является оптимальной и может быть изменена на тетартоэдрические элементы.

• Хотя модель находится всё ещё в процессе разработки и качественной оценки, она уже внесла свой вклад в лучшее понимание морфологии сигнала ВВР/VERXs.
• Основанный на модели описанный подход и интерпретации сигнала открывает новые области применения, не только по отношению к кардио наблюдению, но также к назначению терапии.