Диссертация (1025060), страница 16
Текст из файла (страница 16)
3.27). Исходя изрезультатов эксперимента, соотношение H/D в большей степени влияло наабсолютные значения площади коаптации: так контрольная геометрия в худшемслучае обеспечивала площадь контакта в 1360 мм 2 против 325 мм2 – длянаименьшего из исследуемых соотношений. Увеличение H/D с 6:10 до 7:10позволило в среднем увеличить коаптацию на 56%.1006:107:1010:102500Acontact, мм22000150010005000-2-10123∆D, ммРис. 3.27.
Площадь коаптации створки (Acontact )в зависимости от изменения диаметра створчатого аппарата (∆D)для различного соотношения H/D (гипотензивное запирающее давление)Результатыанализанапряженно-деформированногосостоянияпродемонстрировали отсутствие реакции створчатого аппарата на сжатие до 2 ммпри гипотензивном давлении. В тоже время при растяжении была полученаблизкая к линейной зависимость: прямо пропорциональная для малыхсоотношений H/D (Рис. 3.28).
Контрольная геометрия продемонстрировалаобратную зависимость. В тоже время говорить о преимуществе какого -либосоотношения H/D не приходится ввиду того, что при любых значенияхпоследнего, главное напряжение находилось ниже предела прочности сSmax.principal, МПасущественным запасом.6:107:1010:106543210-2-10123∆D, ммРис.
3.28. Максимум главного напряжения (Smax.principal)в зависимости от изменения диаметра створчатого аппарата (∆D)для различного соотношения H/D (гипотензивное запирающее давление)101Характер зависимости главной логарифмической деформации не отличался отглавного напряжения (Рис. 3.28) и находился в пределах 0,50–0,58 длясоотношения с наибольшим разбросом значений – 6:10, что также не превышалопредел упругости.Анализ эпюр напряжения по Мизесу не продемонстрировал существенныхразличий в реакции створчатого аппарата на гипотензивную нагрузку придеформации геометрии в зависимости от исследуемого соотношения (Рис. 3.29).В эксперименте наблюдали незначительное перераспределение напряжения вобласть комиссур при дилатации, но в целом абсолютные значениянезначительны.Результаты аналогичных исследований демонстрируют выраженноеизменение геометрии при дилатации, в частности образование просвета вцентральной точке смыкания створок, однако это не совпадает с представленнымиданными [39].
Подобное отличие, предположительно, определено свойствамиH/D = 6:10моделируемых материалов при общей геометрической схожести самих моделей.∆D = 0 мм∆D = +3 ммH/D = 10:10∆D = -2 ммРис. 3.29. Эпюры напряжения по Мизесу деформированного створчатого аппаратапри запирающей гипотензивной гидростатической нагрузке в 50 мм рт.ст.102Представленные выше результаты описывают поведение створчатогоаппарата только в одну из фаз сердечного цикла – диастолу, в то время какгеометрия створчатого аппарата в систолу имеет определяющее значение приформировании аортального потока. Несмотря на то, что тубулярная структурастворчатого аппарата изначально построена на концепции цилиндрическогооткрытия клапана, все же его поведение при дилатации, либо сжатии ввидунесоразмерности корня аорты, может быть существенно изменено.
В частности,при дилатации, исходя из геометрических соображений, возникает натяжениестворок, что предположительно должно приводить к треугольному открытию. Сцель анализа состоятельности данной гипотезы был проведен эксперимент сналожением гидростатической нагрузки в 120 мм рт. ст. на внутреннюю частьстворчатого аппарата при дилатации/сжатии створчатого аппарата в диапазоне 2..+3 мм. В исследование были включены модели с соотношением H/D 6:10–7:10и 10:10 в качестве контрольной геометрии.ДанныйэкспериментпродемонстрировалполноеотсутствиеH/D = 6:10стенозирующего эффекта при дилатации створчатого аппарата (Рис.
3.30).∆D = -2 мм∆D = 0 мм∆D = +3 ммРис. 3.30. Эпюры напряжения по Мизесу деформированного створчатогоаппарата при имитации систолического гидростатического давленияБолее того, площадь проходного сечения выводной зоны даже при растяжении на3 мм была больше приточной (ограниченной в моделе от перемещения). Такимобразом, полученные результаты наглядно пожтверждают адекватность выборабиоматериала с низким модулем упругости. Качественных различий в эпюрахмежду моделями с различным соотношением H/D не было выявлено. Стоит103отметить, что концентратором напряжения для всех моделей являлся конечныйэлемент, находившийся в вершине комиссуры.По результатам эксперимента с сжатием/растяжением створчатого аппаратав систолическую фазу сердечного сокращения также была установленаSmax.principal, МПазависимость показателя главного напряжения от изменения диаметра (Рис.
3.31).141210864206:107:1010:10-2-101∆D, мм23Рис. 3.31. Максимум главного напряжения (Smax.principal) створчатого аппарата всистолу в зависимости от изменения диаметра (∆D) для различного соотношения H/DПредставленная зависимость продемонстрировала скачкообразный приростнапряжения при увеличении диаметра на 1 мм от изначального, причем длясоотношения H/D 6:10 исследуемый показатель превышал предел прочности.Таким образом, минимальным допустимым соотношением высоты створчатогоаппарата к его диаметру для данного биоматериала следует считать H/D = 7:10,что в целом соответствует оптимальной геометрии по данным литературы [39, 89].В тоже время, выбор соотношения 10:10 [39], к примеру, соответствующегобиопротезу «3F Enable» (Medtronic, США), можно объяснить отличительнымисвойствами биоматериала.Из клинической практики [70, 118, 121, 132] следует, что помимонесоответствия диаметра, не менее важным критерием оценки створчатогоаппарата биопротеза с бесшовным способом имплантации является его поведениепри эллиптической деформации.
С целью данного анализа были воспроизведены104эллиптические модели створчатого аппарата с исследуемыми соотношениямиH/D при сохранении изначальной площади проходного сечения (Рис. 3.32).Rmin = varS = constRmax = varРис. 3.32. Параметры модели эллиптического створчатого аппарата:Rmin – малый эллиптический радиус; Rmax – большой эллиптический радиусДля каждого исследуемого соотношения было реконструировано по 3дополнительные модели с эксцентриситетом 0,10–0,20–0,25:=1− ,(3.4)где Rmin – малый эллиптический радиус, Rmax – большой эллиптический радиус[118].Вэкспериментеиспользовализапирающеегипотензивноегидростатическое давление 50 мм рт.
ст.Результатыисследованияпродемонстрировалисущественнуюгеометрическую деформацию створчатого аппарата под действием запирающегодавления, однако высокая эластичность биоматериала позволила избежатьH/D = 7:10просвета в контуре смыкания створок (Рис. 3.33).e = 0,10e = 0,20e = 0,25Рис. 3.33. Эпюры напряжения по Мизесу при эллиптическойдеформации створчатого аппарата в систолу105Тем не менее, провисание одной из створок, возрастающее с увеличениемэксцентриситета, отразилось на падении суммарной площади коаптации – вблизкой к линейной зависимости (Рис. 3.34). С точки зрения данного показателялюбая из исследуемых геометрий с заданным материалом в состоянии обеспечитьнеобходимое качество смыкания при эксцентриситете до 0,25.6:107:1010:10Acontact , мм220001500100050000.00 0.05 0.10 0.15 0.20 0.25eРис.
3.34. Зависимость суммарной площади коаптации (Acontact )от эксцентриситета (e) для различного соотношения H/D.Полученные в эксперименте показатели напряжения и деформации длястворчатого аппарата с соотношением 6:10 и 7:10 продемонстрировали резкоевозрастание значений при превышении эксцентриситета 0,10 (Рис. 3.35).Створчатыйаппаратсмаксимальнойвысотойпрофиляпоказалразнонаправленное поведение: стабильное главное напряжение при возрастанииглавной логарифмической деформации. Можно предполагать, что эксцентриситетв пределах 0–0,10 не оказывает влияния на функцию створчатого аппарата, однакоподтверждение данной гипотезы требует оценки гидродинамической функцииклапана.Такжеданныйэкспериментсвидетельствуетоботсутствиипринципиальных различий среди выбранных моделей створчатого аппарата приэллиптическом сжатии.10686:107:1010:100.8LEmax, мм/ммSmax.principal, МПа100.660.446:107:1010:100.2200.00 0.05 0.10 0.15 0.20 0.25e00.00 0.05 0.10 0.15 0.20 0.25eРис.
3.35. Максимальное значение главного напряжения (Smax.principa) и главнойлогарифмической деформации (LEmax) в зависимости от эксцентриситета (e)Основываясь на совокупности результатов проведенного исследования [13,76], следует заключить, что наиболее подходящее соотношение высотытубулярного створчатого аппарата бесшовно-имплантируемого биопротезаклапана аорты к его диаметру, исходя из принципа наименьшего профиля,составляет 7:10. Комплексный анализ представленных результатов такжедемонстрирует преимущество ксеноперикарда с малым модулем упругости вкачестве материала створок данных протезов.
Исходя из этого, в качествестворчатого аппарата разрабатываемого протеза был выбран тубулярныйстворчатый аппаратссоотношением высотыкдиаметру7:10изконсервированного в свободном состоянии ГА свиного перикарда.3.2.3. Исследование гидродинамики створчатого аппарата тубулярногопротезаБесшовная имплантация биопротеза в корень аорты сопряжена с рискомдеформации его створчатого аппарата ввиду возможной несоразмерноститипоразмера клапана и ФК, а также эллиптической формы последнего [70, 118,144]. Подобная деформация створок в частности может приводить к потерекоаптации и обуславливать трансвальвулярную регургитацию [120].
Радиальноесдавливание каркаса ведет к увеличению стенозирующего эффекта и, какследствие, к возрастанию транспротезного градиента. Таким образом, при107проектировании нового протеза, необходимо учитывать степень влияния данныхфакторов на его гидродинамическую функцию.Исследование гидродинамических показателей бесшовно-фиксируемогобиопротеза клапана аорты с тубулярной структурой створчатого аппарата взависимости от эксцентриситета и степени радиального сжатия каркаса быловыполнено на примере биопротеза «3F Enable model 6000» (Medtronic, США).Данный клапан имеет «классическую» тубулярную конфигурацию на основебескаркасного биопротеза «3F model 1000» [47].
![](https://s.studizba.com/z.php?f=/templates/si/i/noavatar.png&w=100&h=100&t=1"){kind=avatar}
