Диссертация (1025060), страница 10
Текст из файла (страница 10)
Так,по данным исследования МСКТА изменение диаметра ФК составило 0,8–1,1 мм(6,4–12,4 %), изменение СТС – 1,2 мм (9,2 %). По данным Бокерия Л. А.,аналогичное изменение диаметров составило – 7,1% и 5,4%, соответственно [14].Предполагаемым преимуществом линейного описания материала является«удешевление» стоимости расчета относительно времени. С целью проверкиданного предположения, проводили анализ времени расчета (tнорм) моделей вэксперименте с физиологической нагрузкой.
При этом за единицу принималивремя расчета с использованием линейного описания материала.Анализtнормпродемонстрировалнезначительноепреимуществоиспользования линейной изотропной модели материала: 1,00 против 1,15 дляобеих полиномиальных моделей. Таким образом, использование линейной61аппроксимации поведения биологического материала при компьютерноммоделировании не оправдано с точки зрения стоимости расчета.Результаты исследования позволяют сделать вывод о целесообразностииспользования при численном моделировании нелинейной модели материалакорня аорты [17].
Отличительные физико-механические свойства образцов зоныФК свидетельствуют о необходимости использования зонированного описанияматериала для корня аорты [53].ВЫВОДЫ ПО ГЛАВЕ 2По результатам настоящей работы не выявлены достоверно значимыеразличия в основных анатомических параметрах корня аорты (диаметр ФК, СТС,расстояние ФК-СТС) для пациентов с неизмененным аортальным клапаном и спороками клапана аорты. На основании статистического анализа данных МСКТАиЭхоКГ исследований предложен методреконструкции трехмерныханатомических моделей корня аорты с группировкой относительно, принятых вхирургической практике, типоразмеров ФК.Исследование физико-механических свойств корня аорты выявилосущественное отличие свойств материала в зоне ФК, в частности по такимпараметрам как:предел прочности, модуль упругости, коэффициентыполиноминальной модели материала, толщина стенки.
Представленные в работеполиноминальные изотропные модели материала, в сравнении с линейными,обладали существенно большим коэффициентом детерминации.Моделирование систолической нагрузки давления крови на корень аортыметодом конечных элементов продемонстрировало существенно лучшуюсходимость показателя изменения диаметра ФК с данными анализа биомеханикиаорты в случае использования зонированного описания материала. Аналогичнымобразом было показано преимущество полиноминальной (квадратичной) моделиматериала относительно линейной аппроксимации, использование которой прикомпьютерном моделировании также не оправдано с точки зрения стоимостирасчета.62Полученные в настоящем исследовании модели могут быть использованыпри решении ряда задач численного моделирования, связанных как с разработкойновых искусственных клапанов сердца, так и с изучением свойств ужесуществующих.63ГЛАВА 3.
ПОДХОДЫ К ПРОЕКТИРОВАНИЮ БЕСШОВНОИМПЛАНТИРУЕМЫХ БИОПРОТЕЗОВ КЛАПАНААОРТЫПроблема создания нового малоинвазивного биопротеза клапана сердцазаключается, с одной стороны, в выборе материалов, используемых в составеустройства, с другой, – в выборе конструктивных решений. Приведенный внастоящейработесамораскрывающихсяобзорлитературыконструкцийнапоказываетосновеникелидапреимуществатитанасксеноперикардиальным створчатым аппаратом, однако, вопрос о выбореконкретных геометрических параметров каркаса и створчатого аппарата в случаесоздания нового биопротеза по-прежнему остается открытым.
Опубликованныеисследования, как правило, рассматривают дизайн конечных устройств, в тожевремя, общий подход к разработке новых биопротезов ограниченно представленв литературе [92, 95]. Более того, описанные методы не включают известныепринципы проектирования медицинских устройств на основе теории БТС [11]. Вэтой связи, в данной главе приведен системный анализ влияния геометрическихпараметров бесшовно-имплантируемого протеза клапана аорты с последующимвыбором таковых для вновь разрабатываемого протеза.3.1. Выбор геометрических параметров ячейки протеза клапана аорты сбесшовным способом фиксацииНа сегодняшний день основными инструментами разработки медицинскихустройств являются САПР и компьютерного анализа, в частности МКЭ [67, 100,131].
Однако, одной из наиболее сложных проблем при расчете и моделированиикаркаса биопротеза с бесшовным способом имплантации на основе никелидатитана является сложная модель материала [18], механическая характеристикакоторого представляет собой петлю Гистерезиса [42, 43], причем большинствоконстант материала зависит не только от марки сплава и определено64соотношением никеля и титана, но также и от режима термической обработкиконкретного медицинского изделия [43]. В этой связи при математическоммоделировании МКЭ зачастую применяют эмпирический подход к выборуконстант материала [95].В настоящей работе с целью точного описания механического поведенияматериала, из никелида титановой трубы диаметром 6,0 мм и толщиной 0,3 ммсплава SE508 было изготовлено 5 образцов стентовых колец, состоящих из 12ячеек ромбовидной формы с шириной балки 0,3 мм.
Кольца подвергалитермической обработке для придания конечного диаметра – 28 мм. Полученныетаким образом образцы исследовали методом осевого сжатия параллельнымипластинами универсальной испытательной установки Zwick\Roel (Германия) сдатчиком в 50 Н (Рис. 3.1). Сжатие пластинами осуществляли со скоростью 10мм/мин в диапазоне от 28 до 7 мм (75%), с последующим возвратом пластин висходное состояние.
Исследование проводили при температуре 24ºС.Рис. 3.1. Метод подбора констант материала на основе теста осевого сжатияАналогично физическому эксперименту был воспроизведён экспериментМКЭ в комплексе инженерного анализа ABAQUS/CAE (Dassault Systems,Франция). Для моделирования сверхэластичного поведения материала былаиспользована сабрутина UMAT [83] на основе модели Ауриччио [42, 43],используемая в основе методики расчета МКЭ. Данная сабрутина предполагаетиспользование 15 констант материала характеризующих термомеханическиесвойства материала, большая часть из которых изображена на рисунке (Рис.
3.2).65Рис. 3.2. Основные параметры модели материала ABAQUS Nitinol UMAT:диапазон напряжения трансформации (εL); модули упругости аустенита (EA)и мартенсита (EМ ); напряжение начала (σ S) и окончания (σ E) фазы трансформацииLLаустенит-мартенсит; напряжение начала (σ S) и окончания (σ E) фазыUUтрансформации мартенсит-аустенит; коэффициенты влияния температурымартенсита ((δσ/δT)U) и аустенита ((δσ/δT)L); рабочая температура (t)Исходные параметры материала были выбраны в соответствии слитературными данными [95]. Варьируя основные константы: значениянапряжений для точек фазового перехода, модули упругости мартенсита иаустенита,былаосуществленакорректировкаконстантматериала,соответствующего результатам физико-механического теста (Рис.
3.3).1.0Физический тестМКЭ Материал 1МКЭ Материал 2F, Н0.80.60.40.20.00246810 12 14 16 18 20 22∆x, ммРис. 3.3. Подбор параметров модели материалав эксперименте на сжатие пластинами (график «сила-перемещение»):параметры материала по литературным данным (МКЭ Материал 1);выбранные параметры модели материала (МКЭ Материал 2)66Поскольку верификация материала была выполнена на основе результатовфизического эксперимента, проведенного при температуре 24°C, данноедопущение было учтено при последующем расчете МКЭ (Рис. 3.4).1000σ, МПа800600400t=37°Ct=24°C200000.020.040.06ε, м/м0.080.1Рис. 3.4. Кривые «напряжение-деформация» для моделируемого материала взависимости от рабочей температурыПо результатам постановочных тестов была подобрана модель никелидатитанового сплава со следующими константами при рабочей температуре 37°C:-σLS = 550 МПа – напряжение начала фазы трансформации аустенит-мартенсит;-σLE = 620 МПа – напряжение окончания фазы трансформацииаустенит-мартенсит;-σUS = 440 МПа – напряжение начала фазы трансформации мартенсит-аустенит;-σUE = 330 МПа – напряжение окончания фазы трансформациимартенсит-аустенит;-EM = 20000 МПа – модуль упругости мартенсита;-EA = 45000 МПа – модуль упругости аустенита;-υ M = 0,33 – коэффициент Пуассона мартенсита;-υ A = 0,33 – коэффициент Пуассона аустенита;-εL= 0,05 – диапазон напряжения трансформации.67Большинство бесшовно-имплантируемых протезов имеет принципиальносхожую стентоподобную структуру, как это было показано в обзоре литературы.Таким образом, в первом приближении геометрию каркаса протеза можнопредставить в виде стента.
![](https://s.studizba.com/z.php?f=/templates/si/i/noavatar.png&w=100&h=100&t=1"){kind=avatar}
