Аннотация результатов, полученных в 2025 году
1) Численное моделирование гемодинамики при использовании стентов. Формирование рестеноза в стенте включает в себя низкое напряжение сдвига стенки (WSS), ускоренную пролиферацию гладкомышечных клеток и увеличение синтеза коллагена и эластина в интимальном слое. Было высказано предположение, что геометрия стента играет решающую роль в развитии рестеноза, индуцированного эволюцией напряжения сдвига стенки (WSS) в течение сердечного цикла. Поиск связи между параметризацией стентов и рестенозом, вызванным WSS, является сложной задачей, требующей решения. Предложен подход, устанавливающий взаимосвязи между конструкцией стента и его влиянием на внутристентовый рестеноз, включающий структурный дизайн, численное моделирование поведения стентов в многослойной пораженной артерии и алгоритм WSS-индуцированного рестеноза. Рассматривалась двусторонняя FSI-задача кровотока в подверженной атеросклерозу артерии. Предполагалась трехслойная модель артерии, включающая интиму, медии и бляшку. Было выявлено, что с увеличением диаметра стента наблюдается увеличение массы липопротеинов низкой плотности ЛПНП. Это может быть связано с тем, что больший диаметр стента приводит к увеличению объема крови, проходящей через стент, что, в свою очередь, может способствовать увеличению массы ЛПНП. Во-вторых, для каждого диаметра стента можно определить оптимальную геометрию, которая минимизирует массу ЛПНП. Для стентов диаметром 3 мм минимальные значения массы ЛПНП варьировали от 8,006×10-7 кг до 8,416×10-7 кг. Для стентов диаметром 4 мм минимальные значения массы ЛПНП варьировали от 8,496×10-7 кг до 9,055×10-7 кг. Средние значения массы ЛПНП варьировали от 1,492×10-6 кг до 1,511×10-6 кг. 2) Численное моделирование гемодинамики при использовании транскатетерного аортального клапана. В результате численного эксперимента в среде COMSOL Multiphysics получены значения ключевых гемодинамических и механических характеристик: максимальная скорость кровотока составила 1,5 м/с, средний градиент давления — 8,4 мм рт. ст., эффективная площадь отверстия – 1,8 см². Напряжения в каркасе клапана не превышали 270 МПа, а максимальные напряжения в створках достигали 10 МПа в зоне перегиба. Пристеночные касательные напряжения распределялись неравномерно и достигали 35,7 Па в участках прикрепления створок, что соответствует зонам начала кальциноза по клиническим данным. Расширение стенки аорты под действием раскрытия каркаса не превышало 1 мм, что подтверждает безопасность процедуры с механической точки зрения. Проведено сопоставление полученных результатов с данными in vivo, in vitro и литературными источниками, что подтвердило достоверность модели. Полученные результаты подтверждают возможность применения предложенного подхода для верификации и оптимизации конструкций транскатетерных клапанов, оценки их биомеханической эффективности, а также разработки пациенто-ориентированных моделей в клинической практике. 3) Разработка технологического процесса селективного лазерного сплавления получения сетчатых имплантатов на основе порошковых материалов CoCr, TiNi. Определены основные физические, химические и технологические свойства исходных порошков CoCr, TiNi. По результатам гранулометрического анализа с помощью прибора Analysette 22 NanoTec (Fritch) определено, что частицы порошков имеют сферическую форму, средний размер частиц TiNi составил 33,566 мкм, для CoCr ‒ 25,863 мкм. В Comsol Multiphysics смоделирован процесс сплавления дорожек единичной ширины для порошка TiNi. В Ansys в процессе моделирования с учетом перемещений была создана компенсирующая геометрия стента, которая позволяет минимизировать линейные деформации. Для сплавления порошковых материалов на основе CoCr и TiNi использовались 5 видов разработанных в программном пакете NX параметрических 3D моделей тонкостенных сетчатых конструкций. Дальнейшая отработка исследованных режимов осуществлялось на установке селективного лазерного плавления Realizer SLM 50. По результатам факторного эксперимента были выявлены рациональные режимы сплавления. Содержание химических элементов образцов после СЛП соответствует составу исходного порошка. По результатам томографического исследования выявлено, что режимы обеспечивают равномерное проплавление внутренней структуры, исследованы параметры макро- и микрогеометрии. Проведена термообработка в печи в защитной атмосфере аргона. На шлифах проанализирована микропористость, а также микроструктура после травления. Моделирование механических свойств сетчатых конструкций на основе CoCr и TiNi осуществлялось с помощью конечно-элементного анализа в программном пакете Siemens NX. Проведена серия экспериментов на сжатие сетчатых конструкции на установке Instron 5885. Получены зависимость напряжения в перемычках от деформации в конструкции спирального и синусоидального стентов при сжатии до и после термообработки. С помощью электронного микроскопа исследованы изломы образцов. В результате разработки технологического процесса селективного лазерного плавления получены сетчатые структуры стентов на основе порошков TiNi и CoCr с диаметром от 2 мм, толщиной перемычки 150 мкм отклонения от 3D модели не превышают 0,01 мм, микропористость находится в диапазоне 0,01-0,05%. Микротвердость по Виккерсу составила 250-300 HV для диапазона мощности СЛП 30-40 Вт. Перемычки стентов отличались гибкостью и стабильностью размеров, полученные характеристики обеспечивались топологией каркаса и особенностями исходных материалов, из которого изготовлены коронарные стенты. Селективным лазерным плавлением порошка TiNi на преимущественных режимах получены конструкции аортальных клапанов с толщиной перемычки от 400 до 800 мкм. В результате комплексного анализа оборудования и исходных материалов для постобработки сетчатых конструкций была выбрана вибрационная галтовка. Проведено исследование шероховатости поверхности стента от времени обработки галтовочными телами.