CC BY
51
DOI: 10.6084/m9.figshare.6198338
УДК/LCC - №616.126.3
НОВЕ ПОКОЛ1ННЯ Б1ОПРОТЕЗ1В ТРИСТУЛКОВОГО КЛАПАНУ СЕРЦЯ Гльоза Мар1я Юрнвна,1'2, Максименко Вггалш Борисович 12
1 Нацюнальний технiчний унiверситет Украши «Ки!вський пол1техшчний iнститут 1меш 1горя Сшорського», Факультет бюмедично! шженерн, м. Ки!в
2 Державна установа «Нацюнальний шститут серцево-судинно! xipypril iM. М.М. Амосова Нацюнально! академп медичних наук Украши», м. Ки!в
Адрес для переписки: Гльоза Мар1я, студенка 6 курсу ФБМ1
Мюце роботи: Нацюнальний техшчний ушверситет Украши «Кшвський пол^ехшчний шститут 1меш 1горя Сшорського», Факультет бюмедично! шженерп, м. Ки1в
Email: [email protected]
Аннотация. Хоча проблема створення бюлопчних замшниюв для серцево-судинно! х!рургй мае вшову iсторiю, наразi вона продовжуе залишатись актуальною. У статтi описано експеримент над кшським перикардом коня, який допом^ отримати механiчнi характеристики матерiалy. Створенi моделi безкаркасного бiопротезy тристулкового клапану серця та розрахованi навантаження, що на них дiють дозволили прийти до висновку про бюмехашчну тотожшсть природного тристулкового та запропонованого клапашв. Проведений аналiз навантажень, швидкостей та тиску дозволяе оцiнити адекватнють створених моделей та сприяе удосконаленню технiчних рiшень, що мiнiмiзyють гiдравлiчний опiр, тромбоутворення, гемолiз та регургутащю шляхом збереження природного кровотоку. Використання справжнього медичного виробу повинно бути обмежено квалiфiкованими лшарями, якi мають належну квалiфiкацiю в областi iмплантацii клапанних протезiв.
Ключевые слова: протезування клапашв серця, моделювання клапану серця, бюпротез тристулкового клапана, кiнський перикард.
Введение. Лшування вроджених та набутих вад серця було i залишаеться важливою областю кардiохiрyргii. Iмплантацiя штучних клапанiв серця у розвинених кра!нах свiтy е масовою. У даний час експериментальш та теоретичнi дослщження кардiоiмплантiв проводяться в American Society of Artificial Internal Organs, Harvard, Clivland i California Universities, дослщницькому ^rnpi St. Jude
ISSN 2311-1100 CC-BY-NC
Medical та University of Oslo. Однак, застосоваш дослщниками зусилля щодо вдосконалення
клапанiв не дозволили досягти iдентичностi функцiональних характеристик протезiв та бiологiчних прототипiв. Розробка i застосування бюлопчних протезiв клапашв серця налiчуe майже пiвстолiтню юторш. Розвиток бiопротезiв пройшов тривалий етап - вщ перших пересадок нативних чи життездатних трансплантатiв, а тзшше оброблених у формалiнi, до використання бiопротезiв, виконаних iз перикарда велико! рогато'1 худоби чи аортальних клапашв свиш, оброблених глутаровим альдегiдом i укршлених на несучих каркасах [1-3].
Доступш для клiнiчного використання бюклапани серця представляють собою нежиттездатнi структури, у яких вiдсутнiй потенцiал росту i репаращя тканин [4]. Це накладае суш^ обмеження для !х використання особливо у дiтей при корекцп клапанно! патологи. Слiд видшити важливiсть та складнiсть процесу стерилiзацii перикарду для бiопротезу, а також пiдбiр характеристик хiмiчного агенту що використовуеться.
Незважаючи на важкють пiдготовки матерiалу, його велику вартють, бiоматерiал мае низку важливих переваг: викликае малий отр, що мае особливе значення для д^ей; мае низьку тромбогеннiсть, а тому непотрiбнi антикоагулянти; клапан зберiгае природну форму та функщю синусiв, i при iмплантацii не вимагае накладання друго! лшп швiв; на вщмшу вiд iнших тканинних клапанiв, у котрих основне навантаження припадае на область комюур, в бiопротезi трикустдального клапану максимальне навантаження надходить на натвмюяцеву основу стулок, як i в здоровому клапаш; завдяки рiвномiрному розподiленню навантаження збiльшуеться термiн служби клапану. Крiм цього, бiопротези формують структуру потоку, близьку до фiзiологiчноi, а поступовий розвиток дисфункцп дае можливють виконати повторну операцiю в плановому порядку
[5].
Розробка бюлопчних протезiв клапашв серця велася в двох напрямках: створення конструкцш каркаав i вдосконалення технологiй консервацп та модифшацп бюлогично'1 тканини. Форма та матерiал каркаса, як основа для створення бюпротеза клапана серця, зазнали найбшьших змiн в процесi розробки [6-7].
Багатьма авторами та винахщниками було розглянуто моделювання роботи мехашчних та бiологiчних клапанiв серця, зокрема морального та аортального, в той час як увага розробш тристулкового клапана з бiологiчного матерiалу не придшялась.
Материалы и методы исследования. Як можливий матерiал для створення бюлопчного тристулкового клапана обраний кшський перикард. Вiн являе собою безкл^инний кiнський перикард (КП) для пластики i реконструкци в серцево-судиннiй хiрургii (рис. 1). Зазначено, що КП показуе вщмшш механiчнi властивостi, яю можна порiвняти з традицiйними властивостями
ISSN 2311-1100 CC-BY-NC
перикарду людини. КП виготовлений без використання глутарового альдепду, що додатково
запоб^ае кальценозу тканини i накопиченню лiпiдiв. Товщина перикарду становить в середньому 0,3 мм, а межа мщносп на розрив складае 4500 гр [2, 3].
Для визначення мехашчних характеристик тканини проведено експеримент на ^creMi TIRATEST-2151. Для цього спочатку вимiряли розмiри (максимальна i мiнiмальна точка ширини, максимальна i мiнiмальна точка висоти) дослщжуваних зразкiв тканини за допомогою катетометру В-630 та електронного штангенциркуля. Вимiри на В-630 проводились тричi для отримання бiльш доcтовiрного результату. Розраховували площу поперечного перерiзу дослщжуваного зразка як добуток ширини та висоти.
а) б) в)
Рис. 1. - Зображення кшського перикарду: а) - у фiрмовiй упаковщ виробника; б) - пстолопчне
зображення; в) - в cиcтемi TIRATEST-2151
Далi закрiплювали перикард як показано на рис. 1 в, задавали номер проведення випробувавання; площу поперечного перерiзу зразка (мм2 ); робочу довжину зразка (мм); граничну вщносну деформащю, при досягненш яко! деформування зразка припинясться (%); силу, з яко! починае записуватись дiаграма деформування (Н).
Результаты исследования. У процес розтягнення, що реалiзувався за допомогою системи TIRATEST-2151, записувалась робоча (шдикаторна) дiаграма дослiду в координатах «сила F -подовження Д1» (рис. 2 а) Пiсля проведення експерименту зразок КП не порвався, що свщчить про гарну мщшсть матерiалу. Однак, виймання з установки зразок не витримав i розiрвався. Як видно з рис. 2, перюду загально! текучостi (площадка текучосп) немае. Це свiдчить про вщсутшсть нового
-
ISSN 2311-1100 CC-BY-NC Щ
мехашзму деформацп, суть якого полягае у 3cyBi атомних шарiв матерiалу один вщносно iншого.
Через цi зсуви тсля вiдсyтностi навантаження зразок не повертаеться в початковий стан, отримуючи остаточну (пластичну) деформащю. Дiлянка мсцево! текyчостi також е тривалою. Вона свщчить про те, що на зразку з'являеться локальне звуження, так звана шийка. Подальша деформацiя локалiзyеться в цiй области i за рахунок зменшення площi поперечного перерiзy необхiдна для розтягування сила знижуеться. Для виключення фактору розмiрy дослщжуваного зразка перетворимо отриманi дiаграми в умовш з координатами напруга а - деформащя £ (рис. 2 б).
В результат! випробовування отримаш наступш данi: -максимальне напруження RH = 4,7247 Я/мм2 ; -напруження при розривi RB = 0 Я/мм2; -максимальна сила FH = 33 Я; -сила при розривi FB = 0 Я; -деформащя А1 = 1,05 мм при силi Fl = 10 Я; -деформащя А2 = 2,1 мм при силi F1 = 20 Я; -деформащя АН = 17,874%, що вщповщае максимальнш силi FH.
а) б)
Рис. 2 - Деформування зразка кшського перикарду: а) - дiаграма системи TIRATEST-2151; б) -
умовна дiаграма
На умовнш дiаграмi видiленi наступнi характернi точки:
- ом - межа пропорцiйностi (т. А): максимальна напруга, до якого справедливий закон Гука, тобто спостер^аеться пряма пропорцшна залежнiсть мiж напругою i деформацieю;
- оър - межа пружностi (т. Б): максимальна напруга, до якого в матерiалi не виникае пластична деформащя;
ISSN 2311-1100 CC-BY-NC
- <Гмщ - межа мщносп або тимчасовий отр розриву (т. Б): максимальна напруга, що може витримати
зразок без руйнування.
Для подальшого моделювання в середовищi SolidWorks Simulation використанi отримаш завдяки експерименту настyпнi механiчнi параметри: межа пропорцшносп омп = 2,3 МПа; межа пружносп ар =4,8 МПа; модуль пружносп першого роду (модуль Юнга)= 3,48; вiдносна лшшна деформацiя = 0,78; вiдносна поперечна деформащя = 0,37; коефiцiент Пуассона = 0,474; вщносне остаточне подовження при розривi = 78%; вщносне остаточне звуження при розривi = 69%.
Моделювання виконано в середовищi SolidWorks. Клапан мае цилшдричну форму, його довжина становить 1,2 вщ дiаметрy [2]. Завдяки трyбчастiй формi клапана вiдновлюеться фiзiологiчний потiк кровi без турбулентних завихрень. Клапан сприяе збереженню природно! геометрп i покращуе перфyзiю артерiй.
Модель клапана спадаеться тд дiею зовнiшнього тиску i тим самим iмiтyе роботу природного клапана. Особливють змикання пояснюеться iмплантацiею. Пiсля iмплантацii клапана вiдновлюеться природний розподш навантаження, зберiгаеться безперервнiсть сполучення мiж клапанним кiльцем i сшотубулярним з'еднанням. Клапан зберiгае природну форму i фyнкцiю синyсiв i не вимагае накладення друго! лшп швiв. За даними останнiх дослiджень прототипу дано!' моделi клапана пiсля iмплантацii вiдзначаеться хороший гемодинамiчний результат i середня величина градiента не перевищуе 5-9 мм рт. ст [2].
На рис. 3 зображена щеальна модель закритого тристулкового клапана серця, оскшьки е пропорцшною, iдеально закритою починаючи з середини вае! висоти.
Ушкальний дизайн клапана дозволяе компенсувати природш змiни, i сприяе зменшенню частоти клапанно! регурптацп. Кiнський перикард утворюе трубчасту структуру, завдяки чому бюпротез тристулкового клапана збер^ае природну конф^уращю, вiдновлюе розподiл навантаження на клапанний апарат i забезпечуе чудову гемодинамшу.
Основною проблемою, яка може постати перед лшарем при виборi попередньо! моделi клапану е 11 велика площа поверхнi. Тому було прийнято ршення щодо зменшення площi за рахунок вирiзу низу клапану по формi «шташв». Максимальна точка розрiзу розташовуеться на 70% вiд загально! висоти клапану (рис. 5). Розрахунки вирiзу проводились iз врахуванням тиску та дiаметру та геометрп правих вщдшв серця.
а) б) в)
Рис. 4 - Модель клапана у закритому сташ: а) вид спереду; б) вид збоку; в)вид знизу
ISSN 2311-1100
CC-BY-NC
Рис. 5 - Графiчне зображення моделi тристулкового клапану
Обсуждение результатов. Для розрахунку навантаження i визначення найбшьш навантажених зон використовувався програмний модуль SW Simulations. У основу розрахунюв моделi покладеш даш отриманi пiд час експерименту, а також розмiри та значення тиску в правому вщдш серця.
а)
б)
в)
Рис. 6 - Рiвномiрний розподш навантаження, що дie на клапан: а) вид збоку; б) вид збоку; в)вид
зверху
ISSN 2311-1100
CC-BY-NC
а)
б)
в)
Рис. 7 - Рiвномiрний розподш навантаження, що дiе на клапан: а) вид спереду; б) вид збоку; в)вид
зверху
На вщмшу вщ iнших тканинних клапанiв, у яких основне навантаження припадае на область коммюсур, в моделi бюпротезу тристулкового клапана максимальне навантаження припадае на натвмюячну основу стулок, як i в здоровому тристулковому клапаш. Завдяки рiвномiрному розподiлу навантаження збшьшуеться термiн служби клапана.
ISSN 2311-1100
СПИСОК ИСПОЛЬЗОВАННОЙ ЛИТЕРАТУРЫ:
CC-BY-NC
1. Gerdisch M.W. Early experience treating tricuspid valve endocarditis with a novel extracellular matrix cylinder reconstruction / M.W.Gerdisch, W.D. Boyd, J.L. Harlan, J.B. Richardson, J.E. Flack, B.A. Palafox, W.E. Johnson III, B. Sun, R. Lee, T.S. Guy, G.I. Gang, G.L. Cox, V. Rao // The Journal of Thoracic and Cardiovascular Surgery. - 2014. - №6. - P. 3042-3047.
2. Pillai R. 3f prosthesis aortic cusp replacement: implantation technique and early results / R. Pillai, C. Ratnatunga, J.L. Soon, et al. // Asian Cardiovasc Thorac Ann. - 2010. - №18. - : P. 13-16.
3. Барбараш Л.С., Журавлева И.Ю. Эволюция биопротезов клапанов сердца: достижения и проблемы двух десятилетий / Л.С. Барбараш, И.Ю. Журавлева // Комплексные проблемы сердечнососудистых заболеваний. - 2012. - №1. - C. 4-11.
4. Борисов И.А., Блеткин А.Н., Савичев Д.Д. Биологические протезы клапанов сердца в современной кардиохирургии / И.А. Борисов, А.Н. Блеткин, Д.Д. Савичев // Клиническая медицина.
- 2012. - №2, том 90. - C. 4-8.
5. Кудрявцева Ю.А. Биологические протезы клапана сердца. От идеи до клинического применения / Ю.А. Кудрявцева // Комплексные проблемы сердечно-сосудистых заболеваний. -2015. - C. 6-16.
6. Овчаренко Е.А., Клышников К.Ю., Глушкова Т.В., Барбараш Л.С. Моделирование имплантации биопротеза методом конечных элементов / Е.А. Овчаренко, К.Ю. Клышников, Т.В. Глушкова, Л.С. Барбараш // Комплексные проблемы сердечно-сосудистых заболеваний. - 2016.
- № 1. - C. 6-11.
7. Фадеев А.А. Конструктивные формы и функциональные свойства протезов клапанов сердца / А.А. Фадеев // Анналы хирургии. - 2013. - № 3. - C. 9-18.
