RU2332960C1 - Prosthesis of venous valve - Google Patents
Prosthesis of venous valve Download PDFInfo
- Publication number
- RU2332960C1 RU2332960C1 RU2007106788/14A RU2007106788A RU2332960C1 RU 2332960 C1 RU2332960 C1 RU 2332960C1 RU 2007106788/14 A RU2007106788/14 A RU 2007106788/14A RU 2007106788 A RU2007106788 A RU 2007106788A RU 2332960 C1 RU2332960 C1 RU 2332960C1
- Authority
- RU
- Russia
- Prior art keywords
- valve
- prosthesis
- locking device
- venous valve
- diameter
- Prior art date
Links
- 210000002073 venous valve Anatomy 0.000 title claims abstract description 44
- 210000003462 vein Anatomy 0.000 claims abstract description 21
- 230000007704 transition Effects 0.000 claims abstract description 13
- 229920000642 polymer Polymers 0.000 claims abstract description 5
- 230000003247 decreasing effect Effects 0.000 claims abstract description 3
- 230000001681 protective effect Effects 0.000 claims 1
- 230000000694 effects Effects 0.000 abstract description 3
- 239000003814 drug Substances 0.000 abstract description 2
- 238000007631 vascular surgery Methods 0.000 abstract description 2
- 239000000126 substance Substances 0.000 abstract 1
- 230000000004 hemodynamic effect Effects 0.000 description 5
- 238000009434 installation Methods 0.000 description 5
- -1 polytetrafluoroethylene Polymers 0.000 description 4
- 230000017531 blood circulation Effects 0.000 description 3
- 230000007423 decrease Effects 0.000 description 3
- 230000010349 pulsation Effects 0.000 description 3
- 238000005452 bending Methods 0.000 description 2
- 230000008901 benefit Effects 0.000 description 2
- 239000008280 blood Substances 0.000 description 2
- 210000004369 blood Anatomy 0.000 description 2
- 230000008859 change Effects 0.000 description 2
- 201000002816 chronic venous insufficiency Diseases 0.000 description 2
- 230000006835 compression Effects 0.000 description 2
- 238000007906 compression Methods 0.000 description 2
- 210000003709 heart valve Anatomy 0.000 description 2
- 238000002513 implantation Methods 0.000 description 2
- 238000004519 manufacturing process Methods 0.000 description 2
- 229920001343 polytetrafluoroethylene Polymers 0.000 description 2
- 239000004810 polytetrafluoroethylene Substances 0.000 description 2
- 238000010992 reflux Methods 0.000 description 2
- 201000002282 venous insufficiency Diseases 0.000 description 2
- 241000208202 Linaceae Species 0.000 description 1
- 235000004431 Linum usitatissimum Nutrition 0.000 description 1
- 239000004698 Polyethylene Substances 0.000 description 1
- 230000009471 action Effects 0.000 description 1
- 230000003872 anastomosis Effects 0.000 description 1
- 210000001367 artery Anatomy 0.000 description 1
- 238000005056 compaction Methods 0.000 description 1
- 230000005489 elastic deformation Effects 0.000 description 1
- 238000005516 engineering process Methods 0.000 description 1
- 229920005570 flexible polymer Polymers 0.000 description 1
- 230000002427 irreversible effect Effects 0.000 description 1
- 210000003141 lower extremity Anatomy 0.000 description 1
- 239000000463 material Substances 0.000 description 1
- 238000000034 method Methods 0.000 description 1
- 230000003387 muscular Effects 0.000 description 1
- 230000007170 pathology Effects 0.000 description 1
- 230000000737 periodic effect Effects 0.000 description 1
- 229920000573 polyethylene Polymers 0.000 description 1
- 229920000139 polyethylene terephthalate Polymers 0.000 description 1
- 239000005020 polyethylene terephthalate Substances 0.000 description 1
- 230000002787 reinforcement Effects 0.000 description 1
- 238000007789 sealing Methods 0.000 description 1
- 238000001356 surgical procedure Methods 0.000 description 1
- 229920001169 thermoplastic Polymers 0.000 description 1
- 239000004416 thermosoftening plastic Substances 0.000 description 1
- 230000009466 transformation Effects 0.000 description 1
- XLYOFNOQVPJJNP-UHFFFAOYSA-N water Substances O XLYOFNOQVPJJNP-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
Images
Landscapes
- Prostheses (AREA)
Abstract
Description
Изобретение относится к медицине, к сосудистой хирургии. Имплантация в просвет вены искусственного венозного клапана является одним из перспективных направлений хирургического лечения хронической венозной недостаточности нижних конечностей с необратимой патологией клапанного аппарата глубоких вен.The invention relates to medicine, vascular surgery. Implantation of an artificial venous valve into the vein lumen is one of the promising areas for the surgical treatment of chronic venous insufficiency of the lower extremities with irreversible pathology of the deep vein valve apparatus.
Известен протез искусственного венозного клапана из политетрафторэтилена, предложенный Полянцевым А.А. и соавторами [1], который может быть рассмотрен в качестве прототипа, представляющий собой цилиндр, равный диаметру вены, в которую он имплантируется, при этом проксимальный участок клапана по вене проводиться в краниальном направлении и фиксируется там двумя противоположными швами-держалками, дистальная порция клапана фиксируется в области анастомоза при сшивании вены. Недостатком данного клапана является его низкое гемодинамическое сопротивление ретроградному току крови, т.к. в обратном для тока крови направлении, в выходном сечении клапана, он представляет из себя полую трубку, так же как и в прямом направлении.Known prosthetic artificial venous valve made of polytetrafluoroethylene, proposed Polyantsev A.A. and coauthors [1], which can be considered as a prototype, which is a cylinder equal to the diameter of the vein into which it is implanted, while the proximal section of the valve through the vein is carried out in the cranial direction and is fixed there by two opposite stitches-holders, the distal portion of the valve fixed in the area of the anastomosis when stitching a vein. The disadvantage of this valve is its low hemodynamic resistance to retrograde blood flow, because in the opposite direction for the blood flow, in the outlet section of the valve, it is a hollow tube, as well as in the forward direction.
Клапансодержащий венозный протез, предложенный Шаламовым А.Г. [2], включает трубку-корпус и закрепленный внутри в 4-х точках клапан, выполненный в виде V-образной пластины, образующие две створки, каждая из которых имеет по два перекрывающих проход лепестка. Недостатком конструкции является его недостаточное ретроградное сопротивление току крови, связанное с трудностью обеспечения герметичности четырех раздельно смыкающихся лепестков, и повышенная турбулентность от выступающих в просвет трубки-корпуса лепестков.The valve-containing venous prosthesis proposed by A. Shalamov [2], includes a tube-body and a valve fixed in 4 points inside, made in the form of a V-shaped plate, forming two flaps, each of which has two lobes overlapping the passage. The design drawback is its insufficient retrograde resistance to blood flow, associated with the difficulty of ensuring the tightness of four separately closed petals, and increased turbulence from the petals protruding into the lumen of the tube-body.
Известны патенты протезов венозных клапанов, имеющих выходную часть в виде самозапирающейся лепестковой конструкции. Так патент эндоваскулярного клапана США [3] представляет собой гибкую полую цилиндрическую трубку, имеющую входную цилиндрическую часть и выходную в виде двух смыкающихся или трех примыкающих друг к другу гибких лепестков. Недостатком данного клапана является его большое гемодинамическое сопротивление в антеградном направлении, т.к. площадь поперечного сечения выходной части клапана в виде двух лепестков, раскрывающихся из линейной щели, значительно меньше площади входного сечения, а выходная часть клапана в виде трех гибких лепестков занимает все выходное поперечное сечение вены и может открываться только путем отгибания лепестков по ходу тока крови, что создает дополнительные потери и турбулентные завихрения от выступающих в поток лепестков. Кроме этого смыкание лепестков клапана происходит по толщине поперечного разреза, что обладает недостаточным уплотнительным эффектом и ухудшает ретроградные расходные характеристики гемодинамики клапана.Known patents for venous valve prostheses having an outlet in the form of a self-locking lobe design. Thus, the US patent of the endovascular valve [3] is a flexible hollow cylindrical tube having an inlet cylindrical part and an outlet in the form of two adjacent or three adjacent flexible petals. The disadvantage of this valve is its large hemodynamic resistance in the antegrade direction, because the cross-sectional area of the outlet part of the valve in the form of two petals opening from a linear slit is much smaller than the area of the inlet section, and the outlet part of the valve in the form of three flexible petals occupies the entire output cross section of the vein and can only be opened by bending the petals along the blood stream, which creates additional losses and turbulent turbulence from the petals protruding into the stream. In addition, the closure of the valve petals occurs along the thickness of the transverse section, which has insufficient sealing effect and degrades the retrograde flow characteristics of the valve hemodynamics.
Известен патент венозного клапана и комбинация протезов США [4], в данном устройстве протез венозного клапана и комбинация протезов представляет собой два полых цилиндра, один внутри другого, внутренний цилиндр короче наружного, а его выходная часть сформирована в виде конусно смыкающихся трех параболических лепестков, которые в открытом состоянии примыкают к стенкам внешнего цилиндра, а в закрытом - перекрывают поток. Недостатками данного клапана являются сложность и высокая точность кроя, его недостаточная гемодинамическая плотность в закрытом состоянии, т.к. смыкание параболических частей клапана происходит по линиям на толщину их поперечного среза, что делает трудным уплотнение этого соединения и то, что раскрытие клапана происходит путем отгибания выступающих в просвет лепестков, турбулизирующих поток.A patent of a venous valve and a combination of US prostheses is known [4]. In this device, a venous valve prosthesis and a combination of prostheses are two hollow cylinders, one inside the other, the inner cylinder is shorter than the outer one, and its output part is formed in the form of conically closing three parabolic petals, which in the open state they adjoin the walls of the external cylinder, and in the closed state they block the flow. The disadvantages of this valve are the complexity and high accuracy of the cut, its insufficient hemodynamic density in the closed state, because the closure of the parabolic parts of the valve occurs along the lines to the thickness of their transverse section, which makes it difficult to seal this connection and that the valve opens by bending the protruding lobes that turbulent the flow.
Существует патент США, описывающий конструкцию биопротеза клапана сердца [5], имеющего цилиндрическую боковую поверхностью, состоящую из силовых элементов, захлопывающих клапан в закрытом состоянии и соединенных между собой эластичной комиссурой, в закрытом состоянии смыкающихся в трехлучевое соединение, данный клапан смонтирован на опорном кольце, воспринимающим усилия силовых элементов, имеет сложную комбинированную конструкцию боковой поверхности, он не подходит для установки в вены, его устройство рассчитано на работу при артериальном давлении, а не при более низких венозных перепадах давления, он предназначен для установки на сердце, уплотнение клапана происходит за счет крепкого сжатия верхней кромки цилиндрической поверхности силовыми элементами.There is a US patent describing the design of a heart valve bioprosthesis [5], which has a cylindrical lateral surface, consisting of power elements that close the valve in the closed state and are interconnected by an elastic commissure, which are closed in the closed state and join in a three-beam connection, this valve is mounted on a support ring, sensing the efforts of power elements, has a complex combined design of the side surface, it is not suitable for installation in veins, its device is designed to work with arteries flax pressure rather than at lower venous pressure differences, it is designed for installation on the heart valve seal occurs due to strong compression top edge of the cylindrical surface of the strength members.
Предлагаемая конструкция протеза венозного клапана позволяет в значительной степени устранить вышеуказанные недостатки. Она предназначена для установки в вену и направлена на обеспечение, с одной стороны, высоких расходных характеристик антеградного потока в открытом состоянии протеза венозного клапана, а с другой стороны, снижению ретроградного потока и практически полному устранению рефлюкса в закрытом состоянии, что является характерной необходимой особенностью венозных клапанов. Данная конструкция полностью размещается в просвете вены, не содержит элементов, препятствующих ее необходимому складыванию, и может быть использована при открытой и эндоскопической установке протеза венозного клапана. Указанные результаты достигаются тем, что протез венозного клапана фиг.1, размещаемый в вене 1, изготавливается из полимера и представляет полую тонкостенную трубку, состоящую из цилиндрической части 2 с наружным диаметром D1 (фиг. 2), служащей для крепления протеза клапана в вене, гибкого деформируемого конического перехода 3 уменьшающегося диаметра, диаметр уменьшается до величины не менее чем D2<(6/(π√5))D1, который смыкается и переходит в запорное устройство 4, сформированное из части полой тонкостенной трубки уменьшенного диаметра D2, в виде замкнутой по периметру плоской формоустойчивой упруго деформирующейся ленты, сомкнутой в трехлучевое соединение, при отсутствии внешних силовых воздействий, и служащей для устранения ретроградного потока. Указанное соотношение диаметров необходимо для того, чтобы сложенное запорное устройство могло свободно раскрываться в просвете диаметром D1, при условии, что лучи устройства имеют одинаковую длину. Запорное устройство протеза венозного клапана может быть сформировано в виде четырех- и более лучевого соединения (фиг.3), для четырех лучевого соединения соотношение диаметров должно быть D2<(2√2/π)D1. Четырех- и более лучевое соединение имеет дополнительные преимущества: с точки зрения повышения технологичности изготовления протеза венозного клапана, так как в этом случае он может быть изготовлен на основе поверхности цилиндрической тонкостенной трубки; при эндоскопических вариантах изготовления протеза венозного клапана, так как в этом случае запорное устройство в закрытом состоянии имеет размер меньше установочного диаметра D1; при повышении его антеградных расходных характеристик, так как увеличивается суммарная линейная длина раскрываемой щели запорного устройства. Запорное устройство, сформированное из цилиндрической части уменьшенного диаметра в виде трех- и более лучевого соединения, может иметь срезы лучей от центра соединения к краю (фиг.4). Это также повышает расходные характеристики антеградного потока клапана, так как увеличивает общую длину раскрываемой щели, а в закрытом положении клапана не влияет на герметичность соединения, поскольку смыкание запорного устройства на концах лучей происходит и по ширине ленты запорного устройства, и по части конического перехода, т.е. на большей, чем в центре запорного устройства, длине. При увеличении сечения на выходе протеза венозного клапана за счет увеличения выходного диаметра до расчетного значения D2 лучи запорного устройства подходят вплотную к стенке вен и возможен их контакт, что не желательно и для стенок вены, и для полноценного функционирования клапана. Для устранения этого и увеличения выходного сечения до максимально возможного протез венозного клапана может быть помещен в тонкостенную внешнюю трубу 5 цилиндрической формы и закреплен в ней с одного конца фиг.4. Назначение этой внешней трубы - ограничивать степень деформации запорного устройства протеза венозного клапана при внешнем мышечном воздействии на него, обеспечивать его полное раскрытие, в расчетном режиме, и служить для установки всей комбинированной конструкции протеза венозного клапана целиком в вену.The proposed design of the prosthesis of the venous valve can significantly eliminate the above disadvantages. It is designed to be installed in a vein and is aimed at ensuring, on the one hand, high flow characteristics of the antegrade flow in the open state of the venous valve prosthesis, and on the other hand, reducing retrograde flow and almost completely eliminating reflux in the closed state, which is a characteristic necessary feature of venous valves. This design is completely placed in the lumen of the vein, does not contain elements that impede its necessary folding, and can be used with an open and endoscopic installation of a venous valve prosthesis. These results are achieved in that the venous valve prosthesis of FIG. 1, located in Vienna 1, is made of polymer and represents a hollow thin-walled tube consisting of a
Материалом для протеза венозного клапана служат гибкие полимеры (политетрафторэтилен, полиэтилентерефталат, полиэтилен и пр.), разрешенные для внутреннего протезирования и контакта с тканями организма. Такие полимеры в обычном состоянии, как правило, обладают низкой формоустойчивостью, поэтому цилиндрическая часть клапана 2, служащая для крепления протеза венозного клапана в вене, может быть дополнительно усилена различными способами, она показана в виде спирального армирования. Для придания верхней части конусного перехода и запорному устройству венозного клапана, сформированному из замкнутой по периметру плоской ленты, формоустойчивости и способности к упругой деформации, сохранению ими своей формы в виде смыкающейся в трех- и более лучевое соединение они должны быть подвергнуты термофиксации или термопластификационной обработке [6]. Это позволит им сохранять приданную фиксированную форму при отсутствии внешних силовых воздействий и в то же время при небольших внешних раздвигающих силовых воздействиях тонкостенный конический переход и запорное устройство может упруго деформироваться и, раздвигаясь, изменяет свою форму. При наличии косых срезов верней части устройства клапана верхняя часть его конического перехода должна быть в этом случае подвергнута термопластификационной обработке на длине не менее, чем длина среза для сохранения упругих свойств запорного устройства. На чертежах зона термофиксации и контакта стенок показана прямой штриховкой.The material for the venous valve prosthesis is flexible polymers (polytetrafluoroethylene, polyethylene terephthalate, polyethylene, etc.), which are allowed for internal prosthetics and contact with body tissues. Such polymers in the normal state, as a rule, have low shape stability, therefore, the cylindrical part of the
Клапан работает следующим образом: при отсутствии на клапане перепада давления формоустойчивое запорное устройство принимает исходную форму сложенного трех- или более лучевого соединения (фиг.1), а приложенная сила внешнего давления, со стороны выхода из клапана, действует на внешнюю сторону конического перехода и сложенную в трехлучевое запорное устройство плоскую ленту, производит их дополнительное сжатие и уплотнение примыкающих друг к другу сложенных частей плоскости ленты, образующих плоские лучи, за счет разницы приложенных сил давления. Отсутствие разрезов и большая боковая поверхность уплотнения запорного устройства устраняют ретроградный поток практически полностью. При изменении направления действия давления, когда оно действует со стороны входа в клапан, происходит его открытие (фиг.5), так как на всю внутреннюю поверхность и конического перехода, и запорного устройства действует раздвигающий их перепад давления, который деформирует складывающийся к верхней части клапана конический переход и раскрывает тонкостенное упруго деформирующееся ленточное запорное устройство в последовательности, указанной на фиг.4. При дальнейшем раскрытии клапана происходит увеличение сечения сквозного канала для прохода через конический переход и запорное устройство протеза венозного клапана, раздвигаемого перепадом давления, при этом не образуется частей, выступающих в просвет проходного сечения клапана и дополнительно турбулизирующих поток, со всеми вытекающими отрицательными последствиями. Зазор, расположенный между внешним каналом трубы или вены, наружной стороной протеза венозного клапана, изменяется при закрытии и открытии клапана, при пульсации вены, что делает эту зону циркулируемой. При снижении перепада давления происходит постепенное уменьшение проходного сечения клапана за счет возвращения к исходной форме упруго деформирующегося тонкостенного ленточного запорного устройства. Достаточно развитая поверхность конического перехода и упруго деформирующегося ленточного запорного устройства и их тонкостенность делают протез венозного клапана чувствительным даже к небольшим колебаниям венозного давления крови.The valve operates as follows: in the absence of a pressure drop on the valve, the form-resistant locking device takes the initial shape of a folded three or more beam connections (Fig. 1), and the applied external pressure force, from the outlet side of the valve, acts on the outside of the conical transition and the folded into a three-beam locking device, a flat tape, makes them additional compression and compaction of adjacent folded parts of the plane of the tape forming flat beams, due to the difference in the applied forces ION. The absence of cuts and the large side surface of the seal of the locking device eliminate the retrograde flow almost completely. When the direction of action of the pressure changes, when it acts from the side of the valve inlet, it opens (Fig. 5), since the pressure drop pushing them apart acts on the entire inner surface of both the conical transition and the shut-off device, which deforms folding to the upper part of the valve conical transition and reveals a thin-walled elastically deformable tape locking device in the sequence indicated in figure 4. With further opening of the valve, an increase in the cross-section of the through channel for passage through the conical passage and the locking device of the prosthetic venous valve, spread by a differential pressure, does not form parts that protrude into the lumen of the valve passage and additionally turbulent flow, with all the ensuing negative consequences. The gap located between the external channel of the tube or vein, the outer side of the prosthesis of the venous valve, changes when the valve is closed and opened, with pulsation of the vein, which makes this zone circulated. With a decrease in pressure drop, the valve bore is gradually reduced due to the return of the elastically deforming thin-walled thin-walled tape locking device to its original shape. The sufficiently developed surface of the conical transition and the elastically deforming tape locking device and their thinness make the prosthesis of the venous valve sensitive to even small fluctuations in the venous pressure of the blood.
Перечень чертежей:The list of drawings:
Фигура 1. Общий вид клапана в закрытом состоянии.Figure 1. General view of the valve in the closed state.
Фигура 2. Набор поверхностей клапана.Figure 2. A set of valve surfaces.
Фигура 3. Вариант протеза венозного клапана.Figure 3. Variant of a venous valve prosthesis.
Фигура 4. Вариант протеза венозного клапана.Figure 4. Variant of a venous valve prosthesis.
Фигура 5. Общий вид клапана в открытом состоянии.Figure 5. General view of the valve in the open state.
Фигура 6. Стадии раскрытия клапанов.Figure 6. Stages of valve opening.
Форма, размер и указанные соотношения диаметров для запорного устройства в просвете вены очень важны, так как они не только определяют антеградные и ретроградные характеристики венозного клапана, но и возможность его свободного открытия и закрытия, поскольку протез венозного клапана раскрывается и закрывается, по существу, под воздействием знакопеременного венозного давления.The shape, size and indicated diameter ratios for the locking device in the lumen of the vein are very important, as they not only determine the antegrade and retrograde characteristics of the venous valve, but also the possibility of its free opening and closing, since the prosthesis of the venous valve opens and closes essentially under exposure to alternating venous pressure.
Если венозный клапан имеет линейное щелевое уплотнение, как в [3], вписанное в окружность диаметром D1, то максимальная суммарная длина щелевых линий составит 2D1, которая при своем максимальном открытии может составить окружность диаметром D2, равным D2=D1(2/π), отношение площади отверстия диаметром D2 к площади диаметром D1 составит F2/F1=4/(π·π), соответственно отношение скоростей потоков в сечениях D1 и D2 обратно пропорциональное и составит W2/W1=(π·π)/4, а так как потери давления при течении пропорциональны квадрату скорости, то в суженном сечении D2 по сравнению с аналогичными для сечения диаметром D1 потери вырастут в ΔР2/ΔР1=((π·π)/4)≈6.08 т.е. в 6 раз.If the venous valve has a linear gap seal, as in [3], inscribed in a circle with a diameter of D1, then the maximum total length of the slot lines will be 2D1, which at its maximum opening can make a circle with a diameter of D2 equal to D2 = D1 (2 / π), the ratio of the area of the hole with a diameter of D2 to the area of a diameter of D1 will be F2 / F1 = 4 / (π · π), respectively, the ratio of the flow velocities in the sections D1 and D2 is inversely proportional to W2 / W1 = (π · π) / 4, and since pressure losses during the flow are proportional to the square of the velocity, then in the narrowed section D2 with equal to those for a cross-section with a diameter of D1, the losses will increase in ΔР2 / ΔР1 = ((π · π) / 4) ≈6.08 i.e. 6 times.
В нашем случае, когда уплотнение достигается тем, что запорное устройство выполнено в виде сложенного трехлучевого соединения разной формы, вписанного в окружность диаметром D1 (фиг.6), максимальная площадь прохода будет иметь место в случае трех равных лучей, при своем раскрытии такое запорное устройство трансформируется в равносторонний треугольник со стороной А, который должен вписываться в окружность диаметром D1. Для того чтобы запорное устройство свободно раскрывалось, этот вписанный в окружность D1 треугольник должен иметь периметр, равный расчетной длине окружности диаметром D2=(6/(π√5))D1. Таким образом, запорное устройство венозного клапана для функционирования в расчетном режиме полного раскрытия в просвете диаметром D1 должно быть сформировано на основе цилиндрической поверхности, не превышающей диаметр D2, соотношение площадей полностью раскрытого запорного устройства такого диаметра и внутреннего диаметра входного сечения венозного клапана составит F2/F1=(36/(5·π·π)) потери давления возрастут пропорционально квадрату скорости в суженном сечении, по сравнению с аналогичными для сечения диаметром D1 составят ΔР2/ΔР1≈1.88.In our case, when the seal is achieved by the fact that the locking device is made in the form of a folded three-beam connection of various shapes inscribed in a circle with a diameter of D1 (Fig.6), the maximum passage area will take place in the case of three equal beams, when opening such a locking device transforms into an equilateral triangle with side A, which should fit into a circle with a diameter of D1. In order for the locking device to open freely, this triangle inscribed in the circle D1 must have a perimeter equal to the calculated circumference with a diameter of D2 = (6 / (π√5)) D1. Thus, the locking device of the venous valve for functioning in the calculated mode of full opening in the lumen with a diameter of D1 should be formed on the basis of a cylindrical surface not exceeding the diameter of D2, the ratio of the areas of the fully opened locking device of this diameter and the inner diameter of the inlet section of the venous valve will be F2 / F1 = (36 / (5 · π · π)) the pressure loss will increase in proportion to the square of the velocity in the narrowed section, in comparison with the diameters D1 similar to those for the section, they will be ΔР2 / ΔР1≈1.88.
При увеличении числа лучей запорного устройства соотношение потерь давления выходного и входного сечения протеза венозного клапана будет стремиться к единице по мере увеличения числа лучей устройства. Это может представлять практический интерес, например, для вариантов сложенного прямоугольника (фиг.6) (в случае квадрата соотношение площади к периметру максимально) - четырехлучевое запорное устройство должно иметь периметр, равный расчетной длине окружности диаметром D2=(2√2/π)D1 - это максимальное соотношение диаметров (при котором запорное устройство будет полностью раскрываться в окружности диаметром D1), а соотношение площадей составит в этом случае F2/F1=(8/(π·π)), потери давления возрастут пропорционально квадрату скорости в суженном сечении по сравнению с аналогичными для сечения диаметром D1 и составят ΔР2/ΔР1≈1.52. Как мы видим, при переходе от линейной щели к трехлучевому запорному устройству потери давления падают в 3.23 раза, т.е. очень существенно, дальнейшее увеличение до четырех лучей дает снижение потерь давления только в 1.24 раза, но связано с усложнением конструкции.With an increase in the number of beams of the locking device, the ratio of the pressure loss of the output and input sections of the venous valve prosthesis will tend to unity as the number of beams of the device increases. This may be of practical interest, for example, for the options of a folded rectangle (Fig. 6) (in the case of a square, the ratio of area to perimeter is maximum) - the four-beam locking device should have a perimeter equal to the calculated circumference with a diameter of D2 = (2√2 / π) D1 - this is the maximum diameter ratio (at which the locking device will fully open in a circle with a diameter of D1), and the area ratio in this case will be F2 / F1 = (8 / (π · π)), the pressure loss will increase in proportion to the square of the velocity in the narrowed compared with the diameters similar to those for the diameter D1 and will be ΔР2 / ΔР1≈1.52. As we see, when switching from a linear slit to a three-beam shut-off device, pressure losses drop by 3.23 times, i.e. very significantly, a further increase to four rays gives a decrease in pressure loss by only 1.24 times, but is associated with a complication of the design.
Тем не менее практический интерес четырех- и более лучевые запорные устройства, конечно, представляют, т.к. в принципе могут быть образованы при трансформации из окружности диаметром D1 и такое запорное устройство в отличие от трехлучевого будет вписываться в окружность D1. Для трехлучевого запорного устройства, трансформированного из окружности диаметром D1, длина луча равна B=(π/3)R1, что больше радиуса R1 окружности D1, и это вызывает в любом случае необходимость конического перехода даже для размещения, не говоря уже о раскрытии такого запорного устройства, то для четырехлучевого длина луча равна B=(π/4)R1, что меньше радиуса окружности D1, а для пятилучевого D=(π/5)R1 и т.д. Это упрощает технологию изготовления клапана, в этом случае его можно изготовить из цилиндрической трубки, правда при раскрытии такого четырех- и более лучевого запорного устройства оно не достигнет максимального раскрытия в виде квадрата, пяти- или шестиугольника в окружности диаметром D1 и для полного раскрытия также необходим конический переход, но практическая степень раскрытия такого запорного устройства может оказаться достаточной для успешного функционирования клапана. Дополнительным преимуществом четырех- и более лучевого запорного устройства является то, что в закрытом состоянии элементы жесткости запорного устройства в сложенном виде будут меньше диаметра D1 (максимальный линейный размер в просвете для четырехлучевого запорного устройства составит (π/4)≈0.785 от D1 и (π/5)≈0.628 от D1 для пятиконечного и т.д., что важно при эндоскопическом исполнении клапана, фиг.3).Nevertheless, four or more beam locking devices, of course, are of practical interest, because in principle, they can be formed during transformation from a circle with a diameter of D1, and such a locking device, unlike a three-beam one, will fit into the circle D1. For a three-beam locking device transformed from a circle with a diameter of D1, the beam length is B = (π / 3) R1, which is greater than the radius R1 of the circle D1, and this in any case requires a conical transition even for placement, not to mention the disclosure of such a locking device, then for a four-beam the length of the beam is B = (π / 4) R1, which is less than the radius of the circle D1, and for a five-beam D = (π / 5) R1, etc. This simplifies the valve manufacturing technology, in this case it can be made of a cylindrical tube, although when opening such a four or more beam locking device, it will not reach the maximum opening in the form of a square, pentagon, or hexagon in a circle with a diameter of D1 and for full disclosure is also necessary conical transition, but the practical degree of disclosure of such a locking device may be sufficient for the successful operation of the valve. An additional advantage of four or more beam locking devices is that when closed, the stiffening elements of the locking device when folded will be smaller than diameter D1 (the maximum linear dimension in the lumen for a four-beam locking device is (π / 4) ≈0.785 from D1 and (π /5)≈0.628 from D1 for five-pointed, etc., which is important for the endoscopic design of the valve, Fig. 3).
С целью подтверждения эффективности предложенной конструкции было исследовано влияние перепада давления на поток в антеградном и ретроградном направлении через протез венозного клапана, выполненного из полимера, а также зависимость антеградного расхода при периодическом, знакопеременном изменении давления на клапане, при разной частоте пульсаций венозного давления. Исследовались разные конструкции протезов клапана с толщиной стенки от 20 до 100 микрон, установочный диаметр 8-10 мм, термофиксированное запорное устройство было выполнено в виде трехлучевого соединения. В качестве примера исследованных конструкций в таблице приведены данные для образца с толщиной стенки клапана 30 микрон, диаметром конусной части 7 мм, протез венозного клапана предназначен для установки в вену ⌀9 мм, длина протеза клапана равнялась трем его диаметрам.In order to confirm the effectiveness of the proposed design, we studied the effect of the pressure drop on the flow in the antegrade and retrograde directions through a prosthesis of a venous valve made of polymer, as well as the dependence of the antegrade flow rate with a periodic, alternating change in pressure on the valve, at different pulsation frequencies of venous pressure. We studied various designs of valve prostheses with a wall thickness of 20 to 100 microns, an installation diameter of 8-10 mm, and a heat-fixed locking device in the form of a three-beam connection. As an example of the investigated designs, the table shows the data for a sample with a valve wall thickness of 30 microns, a diameter of the conical part of 7 mm, a venous valve prosthesis is designed to be installed in a ⌀9 mm vein, the length of the valve prosthesis was three of its diameters.
Исследования показали, что такой протез венозного клапана имеет высокие расходные характеристики и в состоянии обеспечить необходимый антеградный поток, данный венозный клапан практически полностью устраняет рефлюкс, т.к. обратный поток составляет в среднем 1-1.5% от прямого потока при одной и той же абсолютной величине располагаемого давления, что естественно является хорошим показателем. Установлено, что пространственная ориентация протеза венозного клапана практически не влияет на скорость обратного потока. При пульсации давления около нулевого значения (т.е. при нулевом среднем перепаде давления на клапане) объемный расход через клапан сопоставим с расходом, имеющим место в действительности.Studies have shown that such a venous valve prosthesis has high flow characteristics and is able to provide the necessary antegrade flow, this venous valve almost completely eliminates reflux, because the return flow averages 1-1.5% of the direct flow at the same absolute value of the available pressure, which is naturally a good indicator. It was established that the spatial orientation of the prosthesis of the venous valve practically does not affect the rate of return flow. With pressure pulsations near zero (i.e., with a zero average pressure drop across the valve), the volume flow through the valve is comparable to the actual flow.
С гемодинамической точки зрения предложенная конструкция протеза венозного клапана в проведенных испытаниях показала свою полную эффективность.From a hemodynamic point of view, the proposed design of the prosthesis of the venous valve in the tests showed its full effectiveness.
Источники информацииInformation sources
1. Полянцев А.А., Мозговой П.В., Иевлев В.А., Фролов Д.В., Солоденков СВ., Таджиева А.Р. «Способ интравазальной коррекции хроническбй венозной недостаточности путем имплантации искусственных венозных клапанов» RU 2266057, С2, 2005.12.20.1. Polyantsev A.A., Mozgovoy P.V., Ievlev V.A., Frolov D.V., Solodenkov S.V., Tajieva A.R. “A method of intravasal correction of chronic venous insufficiency by implantation of artificial venous valves” RU 2266057, C2, 2005.12.20.
2. Шалашов А.Г. «Клапаносодержащий венозный протез» RU 2205613 С2, 2003.06.10.2. Shalashov A.G. "Valve-containing venous prosthesis" RU 2205613 C2, 2003.06.10.
3. Е.Skott Greenhalgh, "Endovascular valve" US 6494909 B2, Dec.17, 2002.3. E. Skott Greenhalgh, "Endovascular valve" US 6494909 B2, Dec.17, 2002.
4. John G.Wilder, Aleta Tesar "Venous valve and graft combination" US 2003/0171802 A1, Sep.11, 2003.4. John G. Wilder, Aleta Tesar "Venous valve and graft combination" US 2003/0171802 A1, Sep.11, 2003.
5. John Lane "Bioprosthetic heart valve with elastic commissures" US 5037434 Aug.6, 1991.5. John Lane "Bioprosthetic heart valve with elastic commissures" US 5037434 Aug.6, 1991.
6. Сюй Кэжэнь «Термообработка ткани для придания формоустойчивости», М.: Легпромбытиздат, 1992. - 112 с.6. Xu Kezhen, “Heat treatment of fabrics to give shape stability”, M .: Legprombytizdat, 1992. - 112 p.
Claims (3)
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| RU2007106788/14A RU2332960C1 (en) | 2007-02-26 | 2007-02-26 | Prosthesis of venous valve |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| RU2007106788/14A RU2332960C1 (en) | 2007-02-26 | 2007-02-26 | Prosthesis of venous valve |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| RU2332960C1 true RU2332960C1 (en) | 2008-09-10 |
Family
ID=39866801
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| RU2007106788/14A RU2332960C1 (en) | 2007-02-26 | 2007-02-26 | Prosthesis of venous valve |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| RU (1) | RU2332960C1 (en) |
Cited By (5)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| RU2658453C2 (en) * | 2013-03-05 | 2018-06-21 | Мерит Медикал Системз, Инк. | Reinforced valve |
| CN109567979A (en) * | 2018-11-21 | 2019-04-05 | 杭州嘉和众邦生物科技有限公司 | A kind of valved conduit and the method for making valved conduit |
| US10912647B2 (en) | 2015-08-25 | 2021-02-09 | Innovein, Inc. | Vascular valve prosthesis |
| US11564797B2 (en) | 2015-08-25 | 2023-01-31 | Innovein, Inc. | Venous valve prosthesis |
| RU2790997C1 (en) * | 2021-11-26 | 2023-03-01 | Федеральное государственное бюджетное учреждение "Национальный Медицинский Исследовательский Центр Кардиологии имени академика Е.И.Чазова" Министерства здравоохранения Российской Федерации (ФГБУ "НМИЦК им. ак. Е.И.Чазова" Минздрава России) | Venous valve prosthesis and method for making the same |
Citations (7)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO1988000459A1 (en) * | 1986-07-17 | 1988-01-28 | Quotidian No. 100 Pty. Limited | Prosthetic venous valve |
| SU1602508A1 (en) * | 1987-07-07 | 1990-10-30 | 1-Й Московский Медицинский Институт Им.И.М.Сеченова | Valve containing prosthesis of artery |
| US20020138137A1 (en) * | 1993-11-01 | 2002-09-26 | Cox James L. | Replacement heart valve |
| RU2205613C2 (en) * | 2001-06-13 | 2003-06-10 | Шалашов Андрей Геннадьевич | Venous prosthesis having valve |
| US20030171802A1 (en) * | 2002-03-05 | 2003-09-11 | Wilder John G. | Venous valve and graft combination |
| US20060111773A1 (en) * | 2004-11-19 | 2006-05-25 | Biomedical Research Associates, Inc. | Prosthetic venous valves |
| US20060241744A1 (en) * | 2003-03-20 | 2006-10-26 | Aortech International Plc | Valve |
-
2007
- 2007-02-26 RU RU2007106788/14A patent/RU2332960C1/en not_active IP Right Cessation
Patent Citations (7)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO1988000459A1 (en) * | 1986-07-17 | 1988-01-28 | Quotidian No. 100 Pty. Limited | Prosthetic venous valve |
| SU1602508A1 (en) * | 1987-07-07 | 1990-10-30 | 1-Й Московский Медицинский Институт Им.И.М.Сеченова | Valve containing prosthesis of artery |
| US20020138137A1 (en) * | 1993-11-01 | 2002-09-26 | Cox James L. | Replacement heart valve |
| RU2205613C2 (en) * | 2001-06-13 | 2003-06-10 | Шалашов Андрей Геннадьевич | Venous prosthesis having valve |
| US20030171802A1 (en) * | 2002-03-05 | 2003-09-11 | Wilder John G. | Venous valve and graft combination |
| US20060241744A1 (en) * | 2003-03-20 | 2006-10-26 | Aortech International Plc | Valve |
| US20060111773A1 (en) * | 2004-11-19 | 2006-05-25 | Biomedical Research Associates, Inc. | Prosthetic venous valves |
Cited By (5)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| RU2658453C2 (en) * | 2013-03-05 | 2018-06-21 | Мерит Медикал Системз, Инк. | Reinforced valve |
| US10912647B2 (en) | 2015-08-25 | 2021-02-09 | Innovein, Inc. | Vascular valve prosthesis |
| US11564797B2 (en) | 2015-08-25 | 2023-01-31 | Innovein, Inc. | Venous valve prosthesis |
| CN109567979A (en) * | 2018-11-21 | 2019-04-05 | 杭州嘉和众邦生物科技有限公司 | A kind of valved conduit and the method for making valved conduit |
| RU2790997C1 (en) * | 2021-11-26 | 2023-03-01 | Федеральное государственное бюджетное учреждение "Национальный Медицинский Исследовательский Центр Кардиологии имени академика Е.И.Чазова" Министерства здравоохранения Российской Федерации (ФГБУ "НМИЦК им. ак. Е.И.Чазова" Минздрава России) | Venous valve prosthesis and method for making the same |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| US9095429B2 (en) | Heart valve prosthesis | |
| CN110719763B (en) | Prosthetic valve with improved washout | |
| US20240122700A1 (en) | Prosthetic valve and deployment system | |
| US6685739B2 (en) | Implantable prosthetic valve | |
| US5405381A (en) | Hinged heart valve prosthesis | |
| US7744642B2 (en) | Prosthetic venous valves | |
| US6669724B2 (en) | Medical stent | |
| US3689942A (en) | Prosthetic heart valve | |
| US6705585B1 (en) | Multi-purpose valve | |
| US8870946B1 (en) | Method of deploying a bifurcated side-access intravascular stent graft | |
| US4488318A (en) | Prosthetic heart valve | |
| US20070260327A1 (en) | Artificial Valve Prosthesis with Improved Flow Dynamics | |
| US20170020672A1 (en) | Venous valve, system, and method with sinus pocket | |
| CN111278387A (en) | Prosthetic valve leaflet | |
| EP1803420A1 (en) | Annuloplasty prosthesis with an auxetic structure | |
| RU2332960C1 (en) | Prosthesis of venous valve | |
| JP7183203B2 (en) | Three leaflet prosthetic heart valve | |
| CZ20022574A3 (en) | Synthetic hart flap | |
| KR20190099289A (en) | Artificial valve | |
| US7112220B2 (en) | Valve | |
| CN115778635B (en) | Artificial heart valve | |
| JP2025531543A (en) | artificial heart valves | |
| JPH03502653A (en) | artificial heart valve | |
| US11819402B2 (en) | Apex bileaflet mechanical valve | |
| RU108956U1 (en) | VENOUS VALVE |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| MM4A | The patent is invalid due to non-payment of fees |
Effective date: 20110227 |