Автореферат (1025059), страница 3
Текст из файла (страница 3)
Также было отмечено, что наибольшую прочностьпри условии идентичного происхождения продемонстрировали образцыконсервированные глутаровым альдегидом (ГА) (p<0,05): медиана 3,39–6,01 Нпротив 2,75 Н – для лоскутов, консервированных диглицидиловым эфиромэтиленгликоля.
На основании визуальной оценки гистологических срезов былопоказано, что различие в физико-механических свойствах перикардиальныхлоскутов, помимо вышеприведенных свойств, обусловлено извитостьюколлагеновых волокон.Методом моделирования радиального сжатия различных перикардиальныхлоскутов с использованием 2D МКЭ было установлено, что в условияхнизкопрофильной транскатетерной доставочной системы менее 6 мм наилучшиехарактеристики демонстрирует створчатый аппарат из свиного биоматериала сконсервацией ГА (Рис.
3).Рис. 3. Напряжение по Мизесу в эксперименте радиального сжатияксеноперикардиального лоскута:А – «БиоЛаб-ПП» (НЦССХ им. Н.А. Бакулева, г. Москва);Б – «Кардиоплант КП/Т» (ООО «Кардиоплант», г. Пенза);В – «КемПериплас-Нео» (ЗАО «НеоКор», г. Кемерово);Г – «Vascutek» (Vascutek Terumo, Великобритания);Д – экспериментальный образец свиного перикардиального лоскута,консервированный глутаровым альдегидом;Е – экспериментальный образец свиного перикардиального лоскута,консервированный диглицидиловым эфиром этилен гликоля9В частности, при сжатии двумерной модели створчатого аппарата с внешнимдиаметром 22 мм до 5 мм, максимальное значения показателя главногонапряжения по модулю для различных образцов составило 0,96–5,04 МПа,максимальное значение главной логарифмической деформации – 0,33–0,10соответственно.В исследование створчатого аппарата методом конечных элементов быливключены модели тубулярного (Cox J.L., 2005) створчатого аппарата различнымсоотношением его высоты к диаметру H/D (5:10–10:10) на основе моделейматериаласвиногоксеноперикардиальноголоскута«Vascutek»иэкспериментального образца с сохранненой исходной извитостью коллагеновоговолокна, консервированного глутаровым альдегидом.
Исследование запирающейфункции створчатого аппарата при гипотензивном гидростатическом давленииМКЭ продемонстрировало большую зону коаптации и меньшее напряжение прииспользовании более эластичного перикарда экспериментального образца.Минимальное исследуемое соотношение высоты створчатого аппарата к егодиаметру в случае использования более жесткого материала не обеспечилодолжное запирание при гипотензивном давлении (площадь коаптации 11 мм2против 295 мм2 в пересчете на одну створку). Также было отмечено превышениемаксимально допустимой деформации в случае модели материала «Vascutek» вдиапазоне исследуемых соотношений H/D 5:10–10:10, в связи с чем длядальнейших исследований был выбран материал экспериментального образца.По результатам исследования несоответствия (диаметру ФК) диаметрастворчатого аппарата МКЭ при моделировании систолической гидростатическойнагрузки наблюдали превышение максимума главного напряжения при дилатациина 1 мм относительно предела прочности для соотношения высоты тубулярногостворчатого аппарата к его диаметру H/D 6:10.
Также было показано, чтоувеличение соотношения H/D до 7:10 позволило в среднем увеличить площадькоаптации на 56% (в фазу диастолы). Основываясь на совокупности результатовпроведенных исследований, было показано, что наиболее подходящеесоотношениевысотытубулярногостворчатогоаппаратабесшовноимплантируемого биопротеза клапана аорты к его диаметру, исходя из принципанаименьшего профиля, составляет 7:10. Комплексный анализ представленныхрезультатов также продемонстрировал преимущество ксеноперикарда с малыммодулем упругости в качестве материала створок – консервированного всвободном состоянии глутаровым альдегидом свиного перикарда.Исследование гидродинамических показателей бесшовно-фиксируемогобиопротеза клапана аорты с тубулярной структурой створчатого аппарата взависимости от степени радиального сжатия каркаса было выполнено на примеребиопротеза «3F Enable» (Medtronic inc., США) с использованием пульсдупликатора Vivitro-Systems (Vivitro Labs inc., Канада) в условиях имитациифизиологического потока.
Протез имплантировали в бобышки, полученныеметодом трехмерной печати, имитирующие полное либо частичное сжатиеклапана. Б78ыло установлено, что изменение диаметра опорного каркаса более 1мм относительно целевого оказывает существенное негативное влияние нагидродинамические характеристики (в случае полного сжатия с 21 до 19 мм10возрастание транспротезного градиента с 13,6 до 55,7 мм рт. ст., объемарегургитации – с 2,87 до 4,31 мл/цикл, падение эффективной площади отверстия с1,61 до 0,78 см2), что также подтверждает визуальная оценка кадроввысокоскоростной съемки (Рис.
4).Рис. 4. Биопротез «3F Enable», исследование радиального сжатия:А – сжатие всего протеза до 22 мм, Б – сжатие всего протеза до 19 мм,В – сжатие в приточной зоне до 22 мм, Г – сжатие в приточной зоне до 19 ммСравнение результатов двух вариантов имплантации показало, чтоизолированное сжатие приточной зоны приводит к большему нарастаниютранспротезного градиента и ухудшению эффективной площади отверстия.Четвертая глава посвящена проблемам реконструкции модели БТС,содержит описание контактного взаимодействия основных компонентов БТС наоснове МКЭ, а также методов верификации предложенных подходов. Сиспользованиемпредставленныхметодовчисленногомоделированиярассмотрены основные варианты модификации каркасов на основе результатовпредыдущих разделов настоящей работы, с последующим построением итестированием окончательной модели биопротеза клапана аорты с бесшовнымспособом фиксации.Верификация моделирования БТС МКЭ была проведена на базеклинических данных имплантации биопротеза Corevalve (Medtronic inc., США).Модель каркаса протеза была реконструирована на основе микро-компьютернойтомографии, модель аорты конечного пациента с учетом створок и кальцинатов –МСКТ.
Для оценки ошибки моделирования относительно МСКТ-данных былреализован алгоритм векторного сравнения. В эксперименте были использованы«пациент-специфические» модели БТС с разной степенью детализации (разныемодели материалов, дополнительные модели створок и кальцинатов), а такжемодель БТС на основе «генерализованного» подхода – с использованиемобобщенных моделей аорты, полученных по результатам второй главы.Результаты настоящей работы продемонстрировали сопоставимую с «пациентспецифическим» подходом погрешность моделирования в случае использования«генерализованных моделей» аорты: среднее значение соотношения ошибки к11радиальной координате соответствующей точки МСКТ-срезов для всехэкспериментов составило 12%, в абсолютных единицах – 1,6 мм (приразрешающей способности томографа – 0,625 мм на срез).
Ошибкамоделирования (определенная через площадь аппроксимирующего эллипсаМСКТ срезов и соответствующих данных моделирования) также быласопоставима для обоих подходов 7 и 4% – «генерализованный» против «пациентспецифического». На основании полученных данных было заключено, чтоточность моделирования в сравнении с клиническим случаем главным образомзависела от способа описания материала, и в меньшей степени от детализациикальцинированных патологических структур и нативного створчатого аппарата.Высокая сходимость результатов моделирования с клиническими даннымипозволила использовать представленный метод моделирования на основеобобщенных моделей корня аорты в задаче разработки конечной моделибиопротеза клапана аорты с бесшовным способом фиксации.Исследование влияния модификации исходной геометрии каркаса протезаклапана аорты с бесшовным способом фиксации было выполнено сиспользованием 9 моделей модифицированной геометрии (Рис.
5). Вэксперименте оценивали пост-имплантационное состояние БТС с учетомразличных свойств тканей ФК аорты (нормальное и кальцинированное).Ø 23 мм, 25 мм, 27 мм, 29 мм126348795CaНормаРис. 5. Исследуемые модифицированные модели каркаса протеза клапана аортыПо результатам эксперимента модели №2 и №4 продемонстрировали силутрения, превышающую показатель исходной геометрии (модель №1) на 50 и 42 %в случае расчета с использованием кальцинированного материала и 74 и 48 % – в«норме» соответственно.
Показатель максимального контактного давлениянаходился в диапазоне на один порядок больше относительно нормальногосистолического давления (120 мм рт. ст.) в случае «нормального» материала и на12два порядка больше – в случае патологического. Согласно распределению пятнаконтакта, основная локализация напряжения была отмечена в зоне ФК, наличиедополнительной зоны контакта приводило к более равномерному распределениюнапряжения в аорте. Различия показателя максимума главного напряжения вбольшей степени были определены жесткостью аорты, нежели ее размером илигеометрией имплантированного каркаса. Наибольшие различия были полученыдля моделей каркасов № 7 и № 9 – увеличение на 82 и 73 % относительноисходной геометрии (№1).
![](https://s.studizba.com/z.php?f=/templates/si/i/noavatar.png&w=100&h=100&t=1"){kind=avatar}
