Cardiovascular diseases are a leading cause of death worldwide[1]. Approximately 17.6 million deaths were attributed to these diseases globally in 2016 alone[2]. Many different Mechanical Circulatory Supports (MCSs) have been designed and implemented to mitigate these diseases including catheters, stents and ventricular assist devices (VADs), and their use is on the rise. For example, end-stage heart failure can be treated by VADs, and the number of patients receiving such devices in the U.S. went from 98 in 2006 to 2,423 in 2014[2]. The limitation with some of these current devices is that they have adverse interactions with blood. For example, the Impella, a short-term use VAD, commonly causes hemolysis which must be strictly monitored for patient well-being[3].

Hemolysis, the release of intracellular hemoglobin from red blood cells into the extracellular plasma, is linked to both vasculature inflammation and impairment in kidney function[4]. The design of MCSs includes consideration of the hemolytic potential of a device, and can be probed through computational studies[5]. Many different models exist today, but often they are empirical in nature and only apply to the specific experimental set-up from which they were designed. Alternatively, models can be based on the local deformations of individual cells, but these can be too computationally expensive to apply to bulk flows[6]. One advantage of these local, cell-based models is their ability to distinguish between different modes of hemoglobin release.

The main objective of this thesis is to therefore create a framework for a new, general hemolysis model that is able to distinguish between the different modes of hemoglobin release without a prohibitive computational cost. A model is accordingly developed based on global membrane strain criteria for the different modes of hemoglobin release. This model is then tested in constant shear flow, repeated shear cycling, increasing and decreasing shear sequences of constant shear values, and finally in a cannula flow. The model reproduces the gold-standard predictions of the Giersiepen-Wurzinger formulation in constant shear flows within a reasonable accuracy. Comparing the model’s performance with experimental data and the modified Giersiepen-Wurzinger formulation for varying shear stress showed that the model performed better than the standard, but still varied from the experimentally reported values by up to two orders of magnitude. Limitations of the model include not considering population statistics, or capturing the creep properties of the red blood cell. Further experimental data is required to hone the promising framework that has been developed within.

Les maladies cardiovasculaires se situent parmi les principales causes de décès dans le monde[1]. Environ 17,6 millions de décès ont été attribués à ces maladies pendant la seule année 2016[2]. Divers dispositifs d'assistance circulatoire mécanique (DACM) ont été conçus et introduits pour mitiger ces maladies, y compris les cathéters, les stents et les dispositifs d'assistance ventriculaire (DAV). Leur utilisation est en pleine croissance. On note les insuffisances cardiaques de stade avancé, qui peuvent être traitées grâce à un DAV. Le nombre de patients qui bénéficient de ces dispositifs est passé de 98 en 2006 à 2423 en 2014[2]. La contrainte courante de ces dispositifs est leur interaction avec le sang. Le DAV Impella, conçu pour usage à court-terme, cause notamment de l'hémolyse et nécessite donc une surveillance accrue afin d'assurer le bien-être du patient[3].

L'hémolyse, c'est-à-dire la libération d'hémoglobine de globules rouges dans le plasma, est associée à l'inflammation vasculaire et à l'insuffisance rénale[4]. La conception des DACM passe par des considérations telles le potentiel hémolytique du dispositif, qui peut être évalué par étude informatique[5]. Plusieurs modèles existent qui sont souvent d'origine empirique et donc applicables uniquement aux configurations expérimentales à partir desquelles ils ont été conçus. D'autres modèles sont fondés sur la quantification de déformations locales des cellules, mais ceux-ci sont trop onéreux en termes de calculs informatiques pour être appliqués à des débits globaux[6]. L'avantage des modèles basés sur les cellules est leur capacité à différencier les modes de libération d'hémoglobine.

L'objectif principal de cette thèse est donc de créer un modèle généralisé d'hémolyse, modèle qui saura distinguer entre les modes de libération d'hémoglobine sans entraîner des coûts excessifs de calcul. Ainsi, le modèle est développé en fonction du critère de déformation globale pour les modes de libération d'hémoglobine. Il est ensuite testé avec un flux de cisaillement constant au cours d'un cycle de cisaillement répété, au cours d'une séquence où les valeurs de cisaillement sont progressivement augmentées et diminuées et finalement au cours d'un débit par canule. Le modèle reproduit les résultats de la formule de Giersiepen-Wurzinger avec une précision raisonnable. En comparant les résultats du modèle avec les résultats expérimentaux et la formule standard de Giersiepen-Wurzinger avec une contrainte de cisaillement modifiée, on constate que le modèle se montre plus performant que le standard mais s'éloigne encore des valeurs expérimentales, et ce par jusqu'à deux ordres de grandeur. Le modèle est limité en ce sens qu'il ne tient pas compte des statistiques concernant les populations de globules rouges et ne capture pas les propriétés rhéologiques des globules rouges. Plus de données expérimentales seront nécessaires afin de perfectionner la méthodologie prometteuse qui en a résulté.