Диссертация (1025060), страница 22
Текст из файла (страница 22)
4.25).SM ises, МПа2.0Универсальная конструкцияКальциноз1.5Норма1.00.50.019SM ises, МПа2.021№ модели2325Линейная(Кальциноз)Линейная(Норма)Специфичная конструкция1.51.00.50.01921№ модели2325Рис. 4.25. Зависимость напряжения по Мизесу (SM ises) от типоразмерааорты для различных подходов и способов описания модели материала146Поскольку показатель площади контакта существенно не различался во всехэкспериментах, можно заключить, что напряжение аорты в случае классическойстентовой конструкции полностью определено жесткостью последней. Стоитотметить, что максимум исследуемого показателя – 1,6 МПа не превышал пределапрочности ФК клапана аорты [85].Приведенныевышерезультатыпозволяютсделатьвыводонесостоятельности идеи использования единого типоразмера каркаса протеза длявсего диапазона вариаций анатомии корня аорты.
В частности, использованиеуниверсальной конструкции каркаса бесшовно-имплантируемого протеза клапанааорты для всех типоразмеров затруднено ввиду вариативности конечныхдиаметров стента. На основании данного заключения, подобный подход былисключен из дальнейшего исследования модификации исходной геометрии.По результатам эксперимента имплантации различных моделей каркасов смодифицированной геометрией в модели корня аорты соответствующеготипоразмера, были получены существенные различия по показателю силы тренияFfriction, Нв зависимости от конструктивных особенностей каркаса (Рис. 4.26).12108642012345№ модели6789ID19 (Норма)ID21(Норма)ID23(Норма)ID25 (Норма)ID19 (Кальциноз)ID21 (Кальциноз)ID23 (Кальциноз)ID25 (Кальциноз)Рис.
4.26. Сила трения (Ffriction), создаваемаяразличными конструкциямиМодели № 2, 4 продемонстрировали силу трения, превышающую показательисходной геометрии (относительно наибольшего типоразмера стента – 29 мм) на14750, 42 % в случае расчета с использованием кальцинированного материала и 74,48 % – в «норме». Минимальным значением исследуемого параметра порезультатам эксперимента обладала модель № 5 – снижение на 17 и 15%,соответственно.
Таким образом, отдельные модели № 2, 4 обладали радиальнойжесткостью достаточной для бесшовной фиксации не только в случаекальцинированного материала, но и в случае податливого «нормального»состояния аорты. Так же стоит отметить различные тренды зависимостирадиальной силы от типоразмера каркаса: исходная геометрия (№ 1) и модели №2, 3, 5, 6, 9 обладали прямо пропорциональной зависимостью, № 4 – обратнопропорциональной, № 7, 8 продемонстрировали относительно стабильноезначение исследуемого показателя. Поскольку сила кровотока, действующего назакрытый створчатый аппарат биопротеза прямо пропорциональна еготипоразмеру, логично полагать, что сила трения, создаваемая каркасом протеза,должна повторять данную тенденцию, обратная же зависимость, даже приусловии надежной фиксации, является нецелесообразной.Полученный в исследовании показатель максимального контактногодавления, в значительной степени различался как от способа модификацииисходной геометрии, так и от состояния материала аорты (Рис.
4.27).Pcontact , МПа2.01.51.00.50.012345№ модели6789ID19 (Норма)ID21(Норма)ID23(Норма)ID25 (Норма)ID19 (Кальциноз)ID21 (Кальциноз)ID23 (Кальциноз)ID25 (Кальциноз)Рис. 4.27. Контактное давление (Pcontact ),создаваемое различными конструкциями148Исследуемый параметр находился в диапазоне на один порядок большеотносительно нормального систолического давления (120 мм рт.ст) в случае«нормального» материала и на два порядка больше – в случае патологического.Контактное давление главным образом обусловлено площадью контакта междумоделями, однако данный параметр достаточно косвенно отражает «реальнуюкартину» ввиду особенностей настройки параметров контактного взаимодействияпри численном моделировании для условий стабилизации расчета. Тем не менее,можно наблюдать, по крайней мере, две выраженные зависимости значенийконтактного давления – от жёсткости материала и от типоразмера моделей.Второй эффект носит исключительно расчетный характер и связан, главнымобразом, с количеством конечных элементов в модели аорты: большийтипоразмер опорного каркаса должен быть описан большим их количеством.
Впервом случае, напротив, процесс взаимодействия в большей степенисоответствует физическому. Так, при расчете с кальцинированным материаломвзаимодействиеопорногокаркасапроисходитсмалодеформируемымматериалом, и в контакт вступают единичные конечные элементы, через которыеи происходит все последующее взаимодействие систем. Таким образом, пятноконтакта в данном случае может быть ограничено отдельными элементами, чтоприводит к чрезмерному повышению контактного давления. При моделированиис «нормальным» состоянием тканей, пятно контакта имеет большую площадь,вследствие большей податливости материала аорты, и более равномернораспределено, при этом максимальные значения контактного давления меньше.Распределение пятна контакта и радиальная сила каркаса также обуславливаютнапряжение, возникающее в узлах аорты (Рис.
4.28). Данный тезис нагляднопродемонстрирован эпюрами контактного давления и напряжения (Рис. 4.29) длямоделей 1 и 2: наличие дополнительной зоны контакта приводит к болееравномерному распределению напряжения в аорте, однако различная радиальнаясила проксимальной и дистальной зон каркаса обуславливает разницу в значенияхна несколько порядков.Smax_principal, МПа14921012345№ модели6789ID19 (Норма)ID21(Норма)ID23(Норма)ID25 (Норма)ID19 (Кальциноз)ID21 (Кальциноз)ID23 (Кальциноз)ID25 (Кальциноз)Рис.
4.28. Наибольшее значение главного напряжения (Smax_principal),создаваемого различными конструкциямиМодельМоделькаркаса№1каркаса№2МодельМоделькаркаса№1каркаса№2Рис. 4.29. Напряжение по Мизесу (сверху) и контактное давление (снизу)при имплантации моделей каркаса № 1 и 2 соответствующеготипоразмера в аорту № 19150Ввиду данной особенности в исследовании регистрировали только показательмаксимального напряжения в аорте, который во всех экспериментах быллокализован в области ФК. Как и следовало ожидать из сказанного выше,различия данного показателя в большей степени были определены жесткостьюаорты, нежели ее размером или геометрией имплантированного каркаса.Наибольшие различия были получены для моделей каркасов № 7 и № 9 –увеличение на 82 и 73 % относительно исходной геометрии, соответственно, длянаименьшего типоразмера.На основании вышеописанных результатов исследования можно заключить,что использование модификации классической стентовой конструкции протезаклапана аорты с бесшовным способом имплантации, в частности увеличениедиаметра дистальной зоны способно существенно улучшить функциональныехарактеристики [6].
В частности, по результатам эксперимента модель №2 наоснове анализа совокупности исследуемых параметров продемонстрироваланаилучшие результаты как относительно тубулярного стента исходной геометрии,так и различных вариантов его модификации, и, таким образом, может бытьрекомендована для дальнейших исследований в рамках разработки протеза сбесшовным способом имплантации.4.3. Анализ функциональных характеристик биотехнической системы«протез-корень аорты» на основе выбранной модели бесшовноимплантируемого протезаНа основе предыдущего подраздела работы была выбрана модель каркасапротеза, однако интеграция створчатого аппарата требует комплексной оценкивзаимодействия компонентов БТС.
В частности, взаимодействие компонентовсистемы «аорта – каркас протеза – искусственный створчатый аппарат» можетсущественно сказаться на функции всей БТС, в сравнении с результатами ихизолированной оценки. В этой связи необходимо выполнить проверкусостоятельности разработанной БТС и ее соответствию целевой функции –способности выбранного дизайна протеза к необходимому сжатию, надежной151фиксации,иобеспечениюудовлетворительныхгидродинамическиххарактеристик створчатого аппарата.4.3.1. Моделирование имплантации разработанного биопротеза методомконечных элементовВ настоящей работе с целью оценки функции БТС была выбрана модельбиопротеза 23-го типоразмера, предназначенная для имплантации в модель аорты№19.
Подробное моделирование имплантации МКЭ было выполнено на основесопряжения выбранной конструкции каркаса и оптимального створчатогоаппарата из консервированного свиного перикарда с соотношением «высотадиаметр» 7:10. Так же, в отличие от предыдущих экспериментов работы, внастоящем исследовании было выполнено квази-динамическое моделированиеработы БТС в постимплантационном периоде, аналогичное диастолической исистолической фазе сердечного сокращения.На основании геометрии выбранных пространственных моделей вкомплексе инженерного анализа ABAQUS/CAE (Dassault Systems, Франция),были реконструированы сетки конечных элементов: 12960 элементов C3D8I – дляопорного каркаса; 31500 элементов C3D8I – для створчатого аппарата; 112500 –для аорты. Моделирование имплантации исследуемой геометрии протезаосуществляли в четыре последовательных этапа: сжатие конструкции в «катетер»до 6 мм; раскрытие – за счет продольного сдвига «катетера» с включениемконтактноговзаимодействия«протез-аорта»;приложениезапирающегогидростатического давления на створчатый аппарат модели протеза, аналогичного80 мм рт.
![](https://s.studizba.com/z.php?f=/templates/si/i/noavatar.png&w=100&h=100&t=1"){kind=avatar}
