Диссертация (1025060), страница 23
Текст из файла (страница 23)
ст.; приложение систолического давления, аналогичного 120 мм. рт. ст.– для оценки функции створчатого аппарата и дислокации биопротеза. На первоми втором этапах имплантации использовали упрощенную модель доставочнойсистемы, представляющей собой 2 цилиндрические мембраны толщиной 0,1 ммиз 3000 элементов M3D4 типа. В виду наличия значимых динамических эффектовв ходе моделирования был выбран метод явной динамики, реализованный врешателе ABAQUS Explicit, который основан на схеме интегрирования уравнений152движения во времени с учетом больших перемещений.
Все настройкиконтактного взаимодействия моделей БТС, а также вязко-эластическогодемпфирования были взяты от постановочных верификационных экспериментов,описанных в предыдущих разделах настоящей Главы (Рис. 4.8).Описание физико-механических свойств никелид титанового каркаса быловыполнено с использованием сабрутины UMAT [18] аналогично предыдущимэкспериментам (разделы 3.1 и 4.2 настоящей работы). Для модели аортыиспользовали раздельное описание материала для некальцинированной зоны ФКи ее вышележащих элементов по собственным данным [17], а также линейноизотропную модель для кальцинированной ткани согласно литературным данным[55] аналогично экспериментам, представленным в разделах 2.2 и 4.2(Таблица 9).В ходе эксперимента оценивали напряженно-деформированное состояние ибаланс сил БТС, а также ее компонентов.
Дополнительно измеряли показателиконтактного взаимодействия компонентов системы.По результатам исследования модель конструкции биопротеза в сборепродемонстрировала возможность сжатия в катетер целевого диаметра – 18 Fr.При этом показатель максимального напряжения по Мизесу узлов каркасасоставил 1470МПа,что соответствовало результатам постановочногоэксперимента по сжатию ячейки, описанного в подразделе 3.1 (Рис. 4.30),максимум главной логарифмической деформации – 0,096.
Максимум главногонапряжения ткани сжатого створчатого аппарата биопротеза составил 0,96 МПа,что на 15,6 % превышало результаты упрощенного постановочного экспериментадвухмерного радиального сжатия биоматериала (подраздел 3.2.1). Тем не менее,данное значение находилось существенно ниже предела прочности в 10,62 МПа,что свидетельствует о существенном запасе прочности материала.153Рис. 4.30. Моделирование сжатия биопротеза выбранной конструкции в катетера) исходное состояние подготовленной модели; б) протез в сжатом состоянии;в) показан изолированный створчатый аппарат сжатого протезаАнализ послойных сечений протеза также продемонстрировал схожее дляупрощенной постановки эксперимента поведение створок протеза при сжатии:закручивание относительно катетера проводника (Рис.
4.31). Примечательно, чтонаиболее нагруженное сечение соответствовало приточной части, в то время каксрез, наиболее близкий к свободному краю показал меньшее напряженноесостояние в целом. Подобную особенность следует рассматривать какположительную, поскольку наиболее подверженной циклическому износуявляется зона комиссуральных стоек протеза, которая подвергается наименьшемуповреждению при сжатии в катетер.154Рис. 4.31.
Послойный анализ модели сжатого биопротезаСогласно результатам моделирования имплантации биопротеза, как и вслучае с проведенными исследованиями по имплантации каркаса отдельно(подраздел 4.2) в значительной степени зависели от свойств биологической ткани– нормальное состояние, либо кальцинированное (Рис. 4.32).НормаКальцинозРис. 4.32. Моделирование имплантации в модель аортыВ частности, по результатам исследования различалась как геометриястворчатого аппарата, так и количественные характеристики: разница балансногои исходного диаметров аорты в первом случае составила 2,12 мм, во втором 0,80мм.
Несмотря на это, различия в напряженно-деформированном состояниикаркаса были менее выражены – максимумы напряжения по Мизесу 397 МПа и520МПасоответственно. Напряжение аорты соответствовало данным155предыдущих экспериментов, описывающих изолированную имплантациюкаркаса без створчатого аппарата (подраздел 4.2).По результатам квази-динамического МКЭ моделирования, дислокациябиопротеза отсутствовала. Сила трения каркаса на срыв (при повышениигидростатического давления) составила 6,8 Н в случае использованиянормального и 8,4 Н – кальцинированного описания аорты, что в целомсоответствует результатам предыдущих экспериментов по изолированной оценкикомпонентов БТС. При этом модуль вектора силы воздействия на каркас протеза,создаваемый за счет гидростатического давления на клапана, составил 5,2 и 5,7 Нсоответственно.
Таким образом, исходя из целевой функции (2.2) было полученосоотношение 1,31 в первом случае и 1,47 во втором. Разумный запас радиальнойсилы следует рассматриватькак позитивный фактор, поскольку в случаеконечного пациента его аортальное давление, как и свойства его тканей, могутотличаться от расчетных моделей при условии, что по результатам экспериментамаксимальное напряжение ФК не превышало предела прочности 3,4 МПа длякальцинированного материала и 1,1 МПа – для нормы. По результатамэкспериментаповедениестворчатогоаппаратамоделиобеспечивалонеобходимую функцию запирания и отпирания. В тоже время разница конечногодиаметрастворчатогоаппаратамеждумоделямиснормальным икальцинированным состоянием обусловила соответствующие различия в егонапряженно-деформируемом состоянии: максимальная главная логарифмическаядеформация наиболее нагруженного узла открытого створчатого аппарата 0,83 и0,86, закрытого – 0,70 и 0,64.
Соответствующие показатели максимальногоглавного напряжения 7,2 и 7,9 МПа; 3,9 и 3,6 МПа.Поскольку в данном исследовании модель выбранной конструкциибиопротеза обеспечила необходимые функциональные показатели (возможностьсжатия в катетер, бесшовное закрепление при сохранении геометрии створчатогоаппарата без существенных видимых нарушений) следует сделать вывод осостоятельности данной конструкции.
Тем не менее, исходя из сложности156постановкиМКЭисследований,которыетребуютсоответствующейверификации, был изготовлен прототип каркаса на основе опорного каркаса изникелида титана. Верификационные тесты были выполнены с помощьюуниверсальной испытательной машины Zwick\Roell (Германия) при температуре28 ºС, при этом конечная температура трансформации мартенсит-аустенит Afматериалакаркасапослеобработки поданнымдифференциальногосканирующего калориметра составила 24 ºС. Аналогичные тесты быливоспроизведены МКЭ в ABAQUS Standard (Рис.
4.33).а)б)в)г)Рис. 4.33. Постановка теста по верификации МКЭ экспериментова) физический эксперимент на радиальное сжатие;б) МКЭ эксперимент на радиальное сжатие;в) физический эксперимент на осевое сжатие;г) МКЭ эксперимент на осевое сжатиеПо результатам верификационного теста использованные настройкимоделирования продемонстрировали относительно высокую сходимость МКЭ сданными физического эксперимента (Рис.
4.34).141210864204ФизическийэкспериментМКЭФизическийэкспериментМКЭ3F, НF, Н15721002468∆x, мм1012012∆x, мм34Рис. 4.34. Верификация численных экспериментов на основе экспериментарадиального сжатия (слева) и сжатия пластинами (справа):сила на датчике (F), перемещение траверсы (dx)Основываясь на верификации методики моделирования на базе каркасаразработанного биопротеза, а также результата верификации методикимоделирования имплантации (подраздел 4.1), можно сделать вывод о надлежащемкачестве МКЭ модели БТС.
Таким образом, исследование, представленное внастоящемразделе,демонстрирующеесостоятельностьразработаннойконструкции, в частности ее способность к имплантации и бесшовной фиксации,следует считать обоснованным.4.3.2. Исследование гидродинамической функции разработанногобиопротезаОсновная функция биопротеза клапана аорты заключается в формированииструктуры и направления гидродинамического потока.
Проведенные впредыдущихразделахисследования сиспользованием твердотельногокомпьютерного моделирования позволяют лишь косвенно оценить соответствиеразработанного устройства целевому назначению в рамках теории БТС. Даннуюзадачу позволяют решить различные подходы: in vitro физический эксперимент сиспользованием пульс-дупликатора и прототипа протеза; in vivo эксперимент накрупном животном; а также in silico компьютерное моделирование жидкостнотвердотельного взаимодействия «Fluid–structure interaction». Ввиду того, что сама158постановка задачи требовала оценки функции уже разработанного медицинскогоизделия, был выбран оптимальный из представленных подходов – in vitroэксперимент.Согласно выбранным моделям был изготовлен прототип бесшовноимплантируемого биопротеза 23-го типоразмера, состоящий из никелидтитанового порного каркаса, створчатого аппарата и обшивки (Рис.
4.35).Дополнительно, из силикона [82] была изготовлена модель аорты 19-готипоразмера с соответствующими элементами под крепление в пульс-дупликаторVivitro-Systems (Vivitro Labs inc., Канада) (Рис. 4.35).а)б)в)Рис. 4.35. Гидродинамическое моделирование биотехнической системыа) прототип биопротеза; б) прототип, имплантированныйв силиконовую модель аорты;в) имплант в модели аорты помещенный в пульс-дупликаторПоскольку в данном эксперименте моделирование работы биологическойсистемы на основе нативного клапана аорты человека представляет собойтрудновыполнимую с практической точки зрения задачу, в качестве группысравнения были использованы гидродинамические показатели протеза клапанааорты бесшовным способом фиксации «3F Enable model 6000» (Medtronic, США)соответствующего типоразмера.Исследование в пульс-дупликаторе было выполнено в условиях имитациифизиологического потока: минутный объем 5 л/мин, частота сердечнососудистых сокращений 70 уд/мин, среднее аортальное давление 100 мм рт.ст.,159относительная длительность систолического сокращения 35%.
Регистрацию ирасчет основных показателей, в частности среднего транспротезного градиента(Pmean), эффективную площадь отверстия (EOA) и объем регургитации (Vreg),осуществляли в программе ViviTest v3.5.02 Vivitro-Systems (Vivitro Labs inc.,Канада) аналогично ранее описанному исследованию в подразделе 3.2.3. С цельюкомплексной оценки функции модели БТС, осуществляли анализ энергетическихпотерь на клапане в различных режимах его работы: прямого потока, переходногосостояния закрытия и закрытого состояния (Рис. 4.36).Трансклапанныйпотокt1t2t4t3ОбъемформируемыйприводомРис. 4.36.
Данные потока исследуемого образцаt1–t2 – запирающий объем, t2–t3 – объем утечки, t3–t4 – объем прямого потокаОбъем энергии потерь на основе регистрации показателей датчиковдавления и потока рассчитывали по формуле:∆ = ∫ +1 ∆() ∙ (),(4.1)где ∆P(t) – мгновенное значение транспротезного градиента, Q(t) – мгновенноезначение потока, регистрируемое соответствующим датчиком.
![](https://s.studizba.com/z.php?f=/templates/si/i/noavatar.png&w=100&h=100&t=1"){kind=avatar}
