Диссертация (1025060), страница 19
Текст из файла (страница 19)
По результатам121вмешательства отмечено снижение градиента до 5 мм рт. ст., отсутствиеклинических осложнений.Пациенту до оперативного вмешательства была выполнена МСКТангиография на компьютерном томографе Somatom Sensation 64 (Siemens,Германия). Направление сканирования – краниокаудальное. ХарактеристикиМСКТА: FOV – 200 мм, pitch – 0,7 мм, напряжение на трубке – 120 кВ, ЭКГсинхронизация, толщина среза – 1мм. Для внутривенного введения использовалинеионное контрастное вещество Ультравист, с концентрацией йода 370 мг/мл, израсчета 1–1,5 мл/кг массы тела.
Реконструкцию снимков осуществляли спомощью программного обеспечения Amira (FEI, Германия). Использованиеградиентного окрашивания спектра градаций серого позволило наглядновизуализировать стенку аорты, а также кальциевые отложения (Рис. 4.2).Рис. 4.2. Результаты МСКТ пациента до имплантацииКак правило, тяжелый аортальный стеноз сопряжен с кальцинозомстворчатого аппарата, и более того, типичный паттерн подобного пораженияописан в литературе [112].
Однако, несмотря на выраженность патологии, стоиттакже учитывать, что перед имплантацией протезов данного типа, пациентампроводят баллонную вальвулопластику – в этом случае имеет смысл использоватьограниченное число моделей кальцинатов наибольшего размера и плотности.Построение модели кальциевыx конгломератов осуществляли с использованиемтетраэдральной сетки из 7 000 С3D4-элементов непосредственно в программеAmira на основе заданной рентгенологической плотности материала (Рис. 4.2, Рис.4.3).122На основе полученных срезов, с использованием САПР UGS NX 8.0(Siemens,Германия), осуществляли реконструкцию геометрии аорты иклапанного аппарата, с последующей генерацией сетки конечных элементов вABAQUS/CAE (Dassault Systems, Франция): 29 000 C3D8-элементов для аорты и2 800 S4-элементов для створчатого аппарата. (Рис.
4.3).а)б)Рис. 4.3. Последовательные этапы реконструкции модели биообъектаа) этапы реконструкции корня аорты;б) реконструкция створчатого аппарата и кальцинатовНесмотря на то, что МСКТ не входит в стандартный протоколпостоперационного обследования [129], данная процедура была выполненапациенту с его согласия с целью оценки позиции имплантированного биопротеза.На основе полученных данных с использованием программного обеспеченияAmira была реконструирована модель каркаса протеза в имплантированномсостоянии (Рис.
4.4).Рис. 4.4. Результаты МСКТ пациента после имплантацииДля проведения МКЭ моделирования, предварительно, на основевыбранного для имплантации биопротеза, методом микрокомпьютернойтомографии была реконструирована модель каркаса клапана. Работа была123выполнена на исследовательской томографической установке, собранной вТомском Политехническом Университете (Рис. 4.5).РентгеновскаяДетектортрубкаОбразецМеханическийманипуляторРис. 4.5. Основные компоненты установки микрокомпьютерной томографииОсновные компоненты установки:-рентгеновская трубка MXR-451HP/11(Comet, Швейцария) сдиапазоном ускоряющего напряжения 20 – 450 кВ, минимальный размеромфокального пятна 0,4 мм, мощностью до 500 Вт;-плоскопанельный детектор рентгеновского излучения XRD 1622 AP(PerkinElmer, США) с размером пикселя 0,2 мм, рабочей областью 2048 × 2048пикселей, 16-битным динамическим диапазоном;-механический манипулятор с возможностью вращения и продольногоперемещения объекта исследования, точность позиционирования – 0,01º и 0,01 ммсоответственно.Режимы томографического сканирования были выбраны исходя изразмеров и рентгеновской плотности объекта: напряжение 200 кВ, ток 2,7 мА,медный фильтр толщиной 0,5 мм, экспозиция кадра – 1 с, угловой шаг – 0,4градуса, число проекций – 900, размер вокселя – 64,4 мкм.124По результатам сканирования на основе серии проекционных изображенийс использованием математических алгоритмов была реконструирована 3D-моделькаркаса, на основании которой была построена трехмерная сетка из 17000 C3D8элементов (Рис.
4.6). Из-за высокой разности рентгенологических плотностейматериала каркаса и створчатого аппарата, реконструкция последнего непредставлялась возможной. На полученную сетку конечных элементов былиналожены свойства модели материала нитинола согласно экспериментальнымданным моделирования сжатия каркаса биопротеза Corevalve и его последующейверификации, представленным в исследовании Tzamtzis S с соавторами[95].а)б)в)Рис. 4.6.
Построение модели каркаса биопротезаа) исходная модель в стерильном контейнере с жидкостью;б) теневая проекции микро-КТ;в) реконструированная модель каркаса биопротезаБТС в момент непосредственной имплантации протеза представляеткомплекс взаимодействующих объектов «протез – аорта – система доставки». Вэтой связи была реконструирована упрощенная модель системы доставки,описывающая граничные условия для каркаса имплантируемого биопротеза (Рис.4.7). Данная модель содержала два основных контура ограничения: внутреннийконтур (5000 M3D4-элементов) – статичный, внешний (5000 M3D4-элементов) –подвижный, общая конструкция соответствовала основным компонентамдоставочной системы в зоне имплантации [87]. Также модель содержала катетердля проводника, однако он фактически не участвовал в моделировании, поскольку125функциювнутреннегоограничениявыполнялвнутреннийконтур,представляющий собой цилиндр граничного диаметра, состоящего из суммыобъемов сжатого створчатого аппарата и катетера для проводника.Каркас биопротезаКатетер для проводникаВнешний контурВнутренний контурРис.
4.7. Упрощенная модель системы доставкиДлянаиболееполногомоделированияпроцессаимплантации,предварительно проводили симуляцию баллонной дилатации кальцинированногостворчатогоаппаратасиспользованиемдополнительногобаллона,представляющего собой поверхность, аналогичную по свойствам баллону дляданной процедуры: толщина стенки 0,15 мм, модель Юнга 290 МПа, коэффициентПуассона = 0,3. Нагрузку баллона осуществляли номинальным давлением 0,2МПа (2 атм.). После полного раскрытия баллона, снижали давление до 0 МПа.Полученную таким образом геометрию створчатого аппарата, кальцинатов икорня аорты использовали для дальнейшего взаимодействия с опорным каркасомпротеза CoreValve.В настоящем исследовании модель БТС была представлена рядомкомпонентов, объединенных через контактное взаимодействие с различнойстепенью жесткости (Рис.
4.8).126Рис. 4.8. Модель исследуемой биотехнической системыКомпоненты системы согласно степени детализации БТС условно былиразделены на два класса: «основные» и «дополнительные». Исходная энергия БТСбыла определена набором следующих сил, воздействующих на компонентыизвне: сила, возникающая в результате раздувания/сжатия баллона (доимплантации); сила, затраченная на кримпирование каркаса до 6 мм (доимплантации); сила стягивания катетера в момент имплантации, а такжегидростатическое давление крови. С целью стабилизации динамическойсоставляющей компонентов системы и их контактов, после взаимодействияпротезаскорнемаортыбылдобавленискусственныйкомпонентвязкоэластического демпфирования, энергетический вклад которого не превышал0,8% от общей энергии системы.127Для моделирования взаимодействия всех элементов системы использовалипопарное смягченное («penalty») описание контакта с коэффициентом трения =0,2 [28]. Взаимодействие «баллон – опорный каркас» происходило без трения ивозможности взаимного проникновения тел («hard» контакт).
В экспериментах состворчатым аппаратом, последний был связан с аортой через геометрическийконтакт сеток с жестко заданным расстоянием между узлами («tie» контакт). Сцелью препятствия взаимному проникновению конечных элементов каркасапревентивно был использован «self» контакт.Моделирование взаимодействия компонентов БТС с помощью МКЭ быловыполнено в виде ряда последовательных действий: предварительная баллонадилатация – сжатие каркаса в катетер – извлечение каркаса из катетера (Рис.
4.9).Рис. 4.9. Сдвиг внешнего контура системы доставкиС целью изучения влияния уровня детализации БТС (введениедополнительных компонентов системы) на точность моделирования, быливоспроизведены различные экспериментальные постановки: с обобщеннымописанием модели материала аорты (psa1**), с раздельным описанием (psa2**); свключением модели створчатого аппарата с описанием материала политературным данным в нормальном состоянии (psa*1*), в патологическом – сиспользованием свойств кальцинированной ткани (psa*2*), а также сисключением створок из модели (psa*3*); с наличием (psa**1), и без таковых(psa**2) (Таблица 8).128Таблица 8.Эксперименты с различной степенью детализации и свойствами БТСНазваниеКорень аортыСтворкиКальцинатыpsa1**Единый материал длявсех элементов1**psa2**Отдельное описаниеФК1,2**psa*1**«Нормальное» состояние1*psa*2**«Кальцинированное»состояние3*psa*3**Отсутствуют*psa**1**Присутствуют3*psa**2*Примечание: 1 – полиномиальная модель II порядка [17];2Отсутствуют– свойства «кальцинированного»фиброзного кольца: E = 22,6 МПа [55] ;3- линейная изотропная модель E = 10 МПа, коэффициентПуассона – 0,35, плотность – 2000 кг/м3 [129]Дополнительно, в качестве сравнения было проведено моделированиеимплантации в генерализированную модель корня аорты соответствующеготипоразмера (ga000).
С целью уменьшения количества комбинаций пациентспецифического подхода (psa***) отбор экспериментов был выполнен на основепоэтапного повышения детализации БТС: сравнение psa132 и psa232, далееpsa212, psa222, psa232, и в заключении psa221 против psa222.С целью оценки точности результатов эксперимента относительно данныхМСКТ пациента с имплантированным биопротезом, было разработанособственное программное обеспечение в среде MATLAB R2014a (The MathWorks,США).
В качестве входных данных были использованы массивы точексоответствующих центру балки, полученных в 11 ортогональных срезах каркаса129по данным МСКТ и МКЭ моделирования (Рис. 4.10). Алгоритм программногообеспечения реализовывал поиск центральной оси и предварительнуюминимизацию ошибки поворота всех срезов относительно друг друга. Далеепрограммаавтоматическискорректированныйсрезнаанализировалапоисккаждыйминимальноговотдельностирасстояниямеждусоответствующими точками – ошибку моделирования (δ).
Исходя из радиальнойкоординаты в цилиндрической системе координат, программа вычислялаотносительную ошибку (δ rel), также рассчитывала суммарную ошибку (δ sum) повсем 11 срезам, и среднее значение ошибки в каждом срезе (Рис. 4.10).Дополнительно программа производила аппроксимацию массива данныхмоделирования МКЭ каноническим уравнением эллипса, с последующимрасчетом малого и большого радиусов, эксцентриситета и площади эллипса.Срез № 1Срез №МСКТМКЭAδРис. 4.10. Метод расчета ошибки моделирования (δ) и площади контура(Aδ)По результатам эксперимента наибольшую суммарную ошибку в первыхдвух срезах продемонстрировал эксперимент psa221 (Рис. 4.11).
С учетом того,что данный эксперимент соответствует наиболее детализированному описаниюБТС, а первые два среза – наиболее «критической» приточной зоне каркасабиопротеза, данный результаты следовало бы расценивать как негативный.Однако следует отметить, что в независимости от степени детализациисуммарный показатель ошибки не различался более, чем на 12%, в то время какотклонение исходной геометрии (исходного каркаса протеза до имплантации) отрезультатов моделирования составило 71%.130Рис. 4.11.
![](https://s.studizba.com/z.php?f=/templates/si/i/noavatar.png&w=100&h=100&t=1"){kind=avatar}
