TPMS

Oct 21, 2023

Scientific Reports volumen 12, Número de artículo: 7160 (2022) Citar este artículo

1502 Accesos

2 citas

Detalles de métricas

Los pulmones de membrana consisten en miles de membranas de fibra hueca empaquetadas como un paquete. Los dispositivos sufren a menudo complicaciones debido al flujo no uniforme a través del haz de membranas, incluidas regiones tanto de flujo excesivamente alto como de flujo estancado. Aquí, presentamos un diseño de prueba de concepto para un pulmón de membrana que contiene un módulo de membrana basado en superficies mínimas triplemente periódicas (TPMS). Al deformar las geometrías originales del TPMS, la permeabilidad local dentro de cualquier región del módulo podría aumentar o disminuir, lo que permite adaptar la distribución del flujo sanguíneo a través del dispositivo. Mediante la creación de un esquema de optimización iterativo para determinar la distribución de la permeabilidad en el sentido de la corriente dentro de un dominio poroso computacional, se determinó mediante simulación la forma deseada de una red de elementos TPMS. Esta forma deseada se tradujo en un modelo de diseño asistido por computadora (CAD) para un dispositivo prototipo. Luego, el dispositivo se produjo a través de la fabricación aditiva para probar el nuevo diseño con un dispositivo predicado estándar de la industria. La distribución del flujo se homogeneizó de manera verificable y el tiempo de residencia se redujo, prometiendo un rendimiento más eficiente y una mayor resistencia a la trombosis. Este trabajo muestra el grado prometedor en el que TPMS puede servir como un nuevo bloque de construcción para procesos de intercambio en dispositivos médicos.

Las membranas de fibra hueca han sido el estándar de la industria para una variedad de procesos de separación de membrana técnica e industrial durante décadas1,2. Muchas terapias médicas modernas se basan en este tipo de procesos de separación de membranas, dirigiendo la sangre de los pacientes hacia un módulo de membrana para apoyar la función del órgano nativo. Las terapias como la terapia de reemplazo renal3, el soporte hepático extracorpóreo artificial4 o la asistencia pulmonar extracorpórea (ECLA)5 son opciones de tratamiento populares para muchos pacientes. Si bien son distintas, cada una de estas terapias depende de procesos de separación de membranas. Del mismo modo, mientras que los dispositivos utilizados en cada una de estas terapias tienen ciertos requisitos únicos, la eficiencia de intercambio adecuada es un requisito de diseño omnipresente y depende en gran medida de la homogeneidad del flujo a través del haz de membranas de fibra hueca.

En los pulmones de membrana, las faltas de homogeneidad de la velocidad suelen ser el resultado de geometrías de entrada y salida que introducen y reciben flujo sanguíneo hacia y desde el haz de fibras de manera no uniforme. En general, esta distribución de flujo no uniforme tiene varios impactos negativos en el rendimiento del dispositivo. En primer lugar, crea áreas de regímenes de flujo de alta velocidad dentro del haz, lo que expone la sangre a grandes tensiones de cizallamiento y provoca daños en los glóbulos rojos y activación plaquetaria6. En segundo lugar, mientras que en las áreas de estancamiento no se elimina la sangre saturada, pueden ocurrir flujos de derivación que conducen a una explotación insuficiente del área de superficie de intercambio de gases7,8,9. Esto reduce la eficiencia de intercambio global del dispositivo. Finalmente, los campos de flujo no uniformes dan como resultado áreas de flujo bajo o estancado, lo que puede conducir a la formación de trombos en el haz de fibras10,11. Además de simplemente bloquear la superficie de intercambio del dispositivo, estos trombos pueden embolizarse y provocar una falla mecánica del dispositivo o incluso causar eventos adversos para el paciente12,13,14,15. De hecho, se descubrió que el trombo del oxigenador es una de las principales complicaciones mecánicas en la oxigenación por membrana extracorpórea (ECMO), con un artículo de revisión que reveló una tasa de coagulación del 20% entre 1473 casos16.

Los paquetes de membranas de fibra modernos consisten en esteras de fibra hueca enrolladas alrededor de un núcleo central o apiladas una encima de otra perpendicularmente. En los pulmones de membrana, el flujo de sangre se dirige alrededor de la luz externa de las fibras, y el gas fluye a través del interior de las fibras. Sin embargo, la sangre que fluye a través de un banco de fibras presenta un desafío único. Independientemente de su forma, depender de fibras huecas como bloques de construcción de sus módulos de membrana conduce a una consecuencia principal para todos los pulmones de membrana: una resistencia uniforme al flujo. Esta resistencia uniforme es el resultado de la geometría uniforme de las fibras huecas, así como de la disposición estrecha e igualmente espaciada de las esteras de fibras. Otra forma de considerar esto sería analizar la permeabilidad a los fluidos de los haces de fibras como medios porosos, ya que normalmente se modelan con fines de simulación10,17,18. Dependiendo solo de la geometría de la trayectoria del flujo, la permeabilidad, Kperm, relaciona la pérdida de presión, \(\frac{\parcial p}{\parcial {x}_{i}}\), con la velocidad superficial, vs, para un determinado dirección en flujos reptantes a través de la Ley de Darcy19:

donde η es la viscosidad dinámica. La ecuación ilustra que la velocidad superficial local es directamente proporcional al gradiente de presión de conducción a través de la permeabilidad. Esto significa que una resistencia al flujo uniforme, es decir, una permeabilidad constante, no puede compensar las faltas de homogeneidad del flujo entre, por ejemplo, dos líneas de corriente vecinas. La implicación aquí es que la modificación local de la permeabilidad permitiría influir en el flujo a través de modificaciones microscópicas hacia una distribución de flujo macroscópica homogénea. En última instancia, esto daría como resultado dispositivos más eficientes que también son menos propensos al estancamiento y la trombosis. Por lo tanto, se requiere una alternativa a las fibras huecas para mejorar el rendimiento y la seguridad de los pulmones de membrana.

Las tecnologías contemporáneas de fabricación aditiva han permitido la producción de superficies mínimas triplemente periódicas (TPMS) para una amplia variedad de aplicaciones técnicas e industriales20,21,22. Los TPMS son superficies que dividen el espacio en dos compartimentos entrelazados congruentes. Los TPMS son periódicos y se pueden extender infinitamente en las tres direcciones espaciales. Como espaciadores de membrana, las geometrías de TPMS mejoraron la transferencia de calor y masa y redujeron el ensuciamiento en aplicaciones de ultrafiltración, destilación y ósmosis inversa23,24. Como bloques de construcción macroscópicos de las membranas, las geometrías TPMS aumentaron la eficiencia de separación en la demulsificación de aceite en agua25. Las investigaciones iniciales sobre las propiedades de transferencia de calor y masa de los módulos de microfluidos basados ​​en TPMS mostraron una mejora significativa con respecto a las geometrías de membrana tradicionales26,27,28. Además, para los intercambiadores de sangre-gas, se demostró experimentalmente una mayor tasa de transferencia de gas en comparación con un diseño de membrana de fibra hueca de última generación29. Aparte de su alta interconectividad y estabilidad, TPMS también se puede utilizar para crear redes con gradientes de porosidad30,31,32. Si bien esto se aplica a menudo en el contexto de la preparación de andamios celulares para la ingeniería de tejidos, se podrían aplicar técnicas similares para manipular la distribución del flujo de un fluido que pasa. La integración de TPMS en módulos de membrana que consisten en una red de elementos periódicos modificables individualmente podría no solo aumentar la eficiencia del módulo sino también ayudar a mejorar los problemas característicos en las terapias transmembrana extracorpóreas.

Aquí, presentamos un método novedoso para crear módulos de membrana basados ​​en TPMS para mejorar la distribución del flujo en los pulmones de membrana utilizando un enfoque basado en la permeabilidad para manipular la forma de TPMS. Se desarrolló un esquema de optimización basado en simulación para determinar la distribución de la permeabilidad a lo largo de un módulo de membrana. Los resultados de dicha simulación se trasladaron luego al diseño de un prototipo de módulo de membrana. Finalmente, se fabricaron prototipos de dispositivos y se compararon con un dispositivo pulmonar de membrana contemporáneo utilizando experimentos in vitro para validar tanto los resultados de la simulación como las geometrías de membrana basadas en TPMS.

Para evaluar rigurosamente el efecto de las nuevas geometrías de membrana modificadas localmente en la distribución del flujo en un pulmón de membrana, se eligió un dispositivo estándar del mercado como modelo comparativo. El dispositivo de asistencia pulmonar intervencionista (iLA) de Novalung (Xenios AG, Heilbronn, Alemania) suele estar indicado en pacientes con acidosis respiratoria como resultado del síndrome de dificultad respiratoria aguda (SDRA)33. Está aprobado para flujos entre 0,5 y 4,5 L/min y se ha demostrado que mantiene una caída de presión por debajo de 20 mmHg en todo el rango de flujo34. Esta baja resistencia permite que el iLA se utilice en aplicaciones sin bomba impulsadas por el gradiente de presión arteriovenoso del paciente y, por lo tanto, a caudales relativamente bajos35. Las aplicaciones de flujo bajo aumentan claramente el riesgo de formación de trombos, lo que destaca la importancia de una distribución de flujo homogénea dentro del dispositivo.

El dispositivo consta de dos antecámaras de flujo idénticas colocadas a ambos lados de una estera de fibra apilada (Fig. 1a). El propio haz de fibras constituye un área de intercambio de 1,3 m2 formada por fibras huecas de polimetilpenteno (PMP) apiladas perpendicularmente entre sí, formando un patrón entrecruzado. Los diámetros interior y exterior de las fibras huecas de PMP (OXYPLUS™, 3 M/Membrana, Wuppertal, Alemania) son de 200 µm y 380 µm, respectivamente. Una descripción más detallada de la disposición de las fibras en un haz de membranas de fibra hueca de este tipo se publicó en otra parte36. Como resultado, el haz de fibras muestra dos permeabilidades distintas: en el sentido de la corriente, normal a cada estera de fibras; y transversal, a lo largo de cualquier conjunto de fibras. El paquete tiene una huella de aproximadamente 100 × 100 mm2 y tiene un espesor de 20 mm. Se coloca una placa difusora de policarbonato de 2 mm de espesor, que contiene un patrón hexagonal de orificios de 4 mm, a cada lado del haz de fibras (Fig. 1c, d). La entrada y la salida están directamente opuestas en la esquina inferior del dispositivo (Fig. 1b). En la esquina superior, el puerto de desaireación permite cebar fácilmente el dispositivo durante el inicio de la terapia. Si bien esto mejora la usabilidad del dispositivo, también favorece una distribución desigual del flujo durante el funcionamiento. Mientras que en la esquina inferior es muy probable que se produzca un atajo del flujo entre la entrada y la salida, en la esquina superior el riesgo de estancamiento del flujo y trombosis es elevado, especialmente en condiciones de bajo flujo (< 1,5 l/min)37,38. De hecho, las experiencias iniciales con el dispositivo iLA indicaron que las áreas de las cámaras de flujo con flujo bajo o estancado eran precisamente las áreas en las que se encontraban la mayoría de los trombos34.

Un ventilador de membrana iLA utilizado como dispositivo predicado en este estudio (a) Descripción general del dispositivo predicado. Tenga en cuenta la entrada y la salida opuestas (b) el dispositivo predicado cortado (1) los puertos de desaireación en la esquina superior (2) las antecámaras (3) la salida (4) la entrada [los rectángulos indican la posición de las imágenes ampliadas en (c) y (d)] (c) vista lateral ampliada (5) placa distribuidora con orificios igualmente espaciados (d) vista ampliada de la sección de entrada-salida (6) placas distribuidoras (7) haz de fibras huecas.

El objetivo de este estudio es desarrollar un prototipo basado en TPMS basado en el dispositivo iLA, proporcionando condiciones ideales de flujo homogéneo. En condiciones de flujo no homogéneo, las velocidades de flujo en el sentido de la corriente se desvían sustancialmente del promedio, denominado aquí videal. Por el contrario, se logran condiciones de flujo homogéneo cuando esta desviación de videal se vuelve cero.

El enfoque presentado incluye varios pasos de simulaciones de flujo iterativo y procesamiento posterior para fabricar tales prototipos. Antes de entrar en detalles en las siguientes secciones, aquí se proporciona una descripción general de cómo se diseñó y construyó el prototipo (Fig. 2). En primer lugar, se realizaron simulaciones de referencia del campo de flujo inicial del dispositivo predicado para proporcionar una base comparativa para las simulaciones de prototipos posteriores. El campo de flujo inicial vinit se simuló utilizando un índice de flujo operativo (\({\dot{V}}_{op}\)) y una permeabilidad uniforme (Kinit) del dominio del haz de fibras. Luego, se realizaron simulaciones de elementos TPMS individuales para determinar el rango alcanzable de permeabilidades del módulo de membrana. Prácticamente, esto se hizo deformando las geometrías estándar de TPMS por un factor multiplicativo 'c' y luego simulando el flujo a través de estos TPMS deformados. Las pérdidas de presión resultantes para cada geometría se usaron para calcular el rango de permeabilidades alcanzables [Kmin; Kmax], que luego se utilizaron para informar los límites de un proceso de optimización. En ese proceso, se simularon las velocidades de flujo a través de un módulo prototipo, se compararon con un escenario ideal y se usaron para actualizar la permeabilidad puntual 3D en el dispositivo para la próxima iteración. En la práctica, esto significa que el esquema de optimización manipuló la permeabilidad puntual dentro de los límites de [Kmin; Kmax] según la diferencia entre la velocidad de flujo simulada en ese punto y la velocidad de flujo ideal videal. Este campo de permeabilidad actualizado y no uniforme Kopt(x,y,z) se usó luego en la siguiente iteración, en lugar de Kinit. Este proceso iterativo continuó para un solo caudal hasta que los resultados de la simulación mostraron una mejora suficiente en comparación con el dispositivo predicado. Posteriormente, el dispositivo prototipo se simuló en cada uno de los caudales elegidos para el dispositivo predicado para permitir la comparación y el análisis adecuados de los resultados.

Flujo de trabajo esquemático utilizado en este estudio para remodelar un dispositivo predicado hacia una distribución de flujo optimizada basada en elementos de membrana TPMS. En el diseño y la fabricación posteriores, la relación geométrica de los elementos TPMS y su permeabilidad KTPMS(c) se utiliza para traducir el campo de permeabilidad optimizado Kopt en modelos TPMS del mundo real. Luego, las superficies individuales se ensamblan en una red y se preparan para la impresión 3D.

En este punto, el conjunto de datos 3D que representa la permeabilidad puntual Kopt(x,y,z) se exportó y tradujo a datos CAD. Esta información de permeabilidad definida espacialmente debía traducirse en datos de geometría TPMS que luego podrían usarse para crear prototipos de módulos de membrana que exhibirían las permeabilidades locales prescritas y podrían imprimirse utilizando métodos de creación rápida de prototipos. Para ello se utilizó la relación entre la geometría de los elementos TPMS y su permeabilidad, KTPMS(c). Se creó un corpus de archivos STL que representan los elementos TPMS que serían necesarios para crear el módulo de membrana prescrito. Luego, estos archivos STL se combinaron, se procesaron posteriormente y se prepararon para la impresión en 3D. Los módulos de membrana se imprimieron en 3D y se ensamblaron junto con los componentes periféricos en el dispositivo prototipo, que posteriormente se utilizó para pruebas de laboratorio.

La Figura 3a muestra los resultados del esquema de optimización en forma de campo de permeabilidad a lo largo de la corriente después de 176 iteraciones. Se consideraron múltiples factores para llegar a esta decisión. Después de 176 iteraciones, el componente de flujo de la distribución de velocidad mostró una mejora significativa sobre el dispositivo predicado en términos de homogeneidad de las velocidades de flujo (visible en la Fig. 4 como diagrama de caja a 1 L/min). Además, la fracción de volumen del módulo con velocidades de flujo inferiores a 3 mm/s se había estabilizado, lo que implicaba una falta de posibles mejoras adicionales. Aparte de dos pequeñas áreas de alta permeabilidad directamente vecinas por donde el flujo ingresó al módulo de la membrana, el módulo general tenía un gradiente de baja a alta permeabilidad a medida que uno se alejaba de la entrada (Fig. 3a). Los datos de permeabilidad traducidos a un módulo de membrana se representan en la Fig. 3b. El prototipo final se muestra en la Fig. 3c.

Pasos de concretización del módulo de membrana basado en TPMS con permeabilidades modificadas localmente. (a) campo de permeabilidad simulado, (b) prototipo STL después de la traducción de la permeabilidad en elementos Schwarz-P (SWP) TPMS, incluido el marco adicional, (c) módulo de membrana impreso en 3D. La dirección del flujo en todas las imágenes es en dirección y positiva.

Gráficos de caja y bigotes de las velocidades de flujo en sentido de la corriente en los módulos de membrana de los dispositivos predicados y prototipo. Las líneas medias muestran el valor de la mediana, las cajas cubren el percentil 25 al 75 y los bigotes muestran el mínimo y el máximo. Los valores sobre las gráficas del predicado y el prototipo final indican el rango de velocidad entre el bigote superior e inferior.

La Figura 4 compara los componentes de la velocidad del flujo a través de los módulos de membrana en cada caudal simulado. Las líneas centrales de cada cuadro representan la velocidad media, los cuadros se extienden hasta los percentiles 25 y 75, y las líneas exteriores representan el rango de los puntos de datos más extremos. Con un caudal de 1 l/min, el punto de diseño para la optimización iterativa, el rango del prototipo se redujo con éxito a 0,47 mm/s en comparación con 1,48 mm/s. En todo el rango de flujo, el rango entre velocidades máximas y mínimas en el módulo predicado varió entre 0,63 mm/s para el caudal más bajo y 4,52 mm/s para el segundo caudal más alto. En el módulo prototipo simulado, este rango fue de 0,13 mm/s para el caudal más bajo y de 4,86 ​​mm/s para el caudal más alto. Al igual que en el módulo predicado, el rango entre las velocidades máximas y mínimas en el prototipo aumentó constantemente con el aumento de la tasa de flujo, excepto para la tasa de flujo más alta. A la velocidad de flujo más alta, se observa una disminución. El rango de velocidades de flujo fue más estrecho en el dispositivo prototipo final que en el predicado en todas las velocidades de flujo por debajo de 4000 mL/min. A 4000 ml/min, los dos dispositivos funcionaron por igual y a 4500 ml/min, el dispositivo predicado creó un rango de velocidades de flujo ligeramente más estrecho. Además, las velocidades medianas en el prototipo fueron consistentemente más altas que las del predicado, ya que la porosidad de volumen del prototipo (0.5) fue ligeramente más alta que la porosidad del predicado (0.493).

Si bien estas velocidades se pueden cuantificar directamente en simulaciones, las condiciones del mundo real impidieron observar el flujo dentro del haz de fibras. En cambio, el tiempo de residencia del fluido en el dispositivo se midió como un análogo de la velocidad del flujo. La Figura 5 muestra (a) los tiempos de residencia mínimo, medio y máximo simulados y (b) experimentales de los dispositivos predicados y prototipo en cada caudal. Tanto en las simulaciones predicadas como en las del prototipo, el rango entre los tiempos de residencia mínimo y máximo disminuyó constantemente a medida que aumentaba el caudal. Sin embargo, estos rangos fueron consistentemente más pequeños en el dispositivo prototipo. Si bien el valor medio del prototipo es ligeramente mayor en cada caudal, el rango entre el valor mínimo y máximo es más estrecho en todo el rango probado.

Tiempos de residencia representados como valor medio con intervalo mínimo y máximo: (a) calculado por simulación y (b) medido en experimento.

Los tiempos de residencia medios experimentales para el prototipo, por otro lado, son todos más bajos que para el predicado. El rango de tiempos de residencia del prototipo también es más estrecho que el del predicado. La duración entre los tiempos de residencia mínimo y máximo para el dispositivo predicado osciló entre 15,59 s con el caudal más bajo y 2,3 s con el caudal más alto, y los lapsos de tiempo disminuyeron constantemente a medida que aumentaba el caudal. Para el dispositivo prototipo, las duraciones oscilaron entre 8,35 y 1,64 s, pero aquí no se observó una disminución constante en relación con el aumento del caudal. La duración más larga se produjo con un caudal de 1 l/min y la duración más corta se observó con 4 l/min. Mientras que los tiempos de residencia mínimo y medio para el prototipo disminuyeron constantemente con el aumento de la tasa de flujo, el tiempo de residencia máximo fue ligeramente más errático.

Este estudio sugiere un enfoque práctico basado en la propiedad única de una red de membrana basada en TPMS con modificación elemental de la permeabilidad local para lograr una distribución de flujo homogénea global en un pulmón de membrana. En general, el rendimiento basado en la simulación del dispositivo prototipo final habla de la validez del esquema de optimización. La Figura 4 muestra que la ejecución del esquema de optimización en un punto de diseño (1 L/min) condujo a un módulo que se desempeñó mejor que el predicado en muchos otros puntos de diseño. Un módulo modificado para un determinado caudal no reducía su eficacia para otro. Sin embargo, también se puede ver en los resultados de la simulación que la mejora relativa en comparación con el predicado disminuye a medida que aumenta el caudal, hasta el punto en que el dispositivo predicado supera ligeramente al prototipo final con el caudal más alto. Por lo tanto, podría sugerirse que el esquema de optimización aplicado aquí no es independiente del caudal.

El módulo de membrana basado en TPMS con permeabilidades modificadas localmente logró un rango más estrecho de velocidades de flujo mínimas y máximas en el módulo de membrana. Esto significa que, al nivelar estas velocidades, se aumentó el flujo en las zonas de estancamiento y se redujo el flujo en los regímenes de alto flujo. La mejora de la homogeneidad del flujo se analiza ampliamente en la literatura y promete superar dos problemas característicos de la terapia ECMO: el intercambio de gases ineficiente y la trombosis de la membrana. Por lo tanto, el enfoque de este estudio fue la exploración de una estrategia sistemática hacia un diseño que cumpliera con estos requisitos. Aún así, la validez de estas promesas con respecto al riesgo trombótico y al intercambio de gases aún no se ha probado experimentalmente. Para una investigación de la eficacia de la homogeneización de flujo en la transferencia de gas, se debe desarrollar un módulo basado en este diseño que sea capaz de intercambiar gases. Además, investigar la eficacia de la homogeneización de flujo sobre el riesgo trombótico requiere un módulo prototipo desarrollado de acuerdo con los estándares industriales utilizados para el predicado. Las diferencias en la elección del material, la esterilización y los procesos de fabricación pueden afectar el riesgo trombótico. El estándar de oro actual para la evaluación del riesgo trombótico en los pulmones de membrana son los ensayos con animales debido a la falta de métodos de prueba in vitro confiables. Sin embargo, las pruebas con animales son en sí mismas muy complejas y deben realizarse varias veces para permitir una declaración confiable debido a la variación biológica potencialmente alta y al gran ancho de banda de influencias potenciales.

En los resultados de la simulación, el dispositivo prototipo mostró constantemente una pérdida de presión reducida en comparación con el predicado (predicado: 0,9 mmHg a 500 ml/min hasta 17,6 mmHg a 4500 ml/min; prototipo: 0,76 mmHg a 500 ml/min hasta 13,62 mmHg a 4500 ml/min). Esto se puede atribuir a la eliminación de las placas distribuidoras y al aumento general de la permeabilidad en el prototipo final. La mediana de la permeabilidad en el sentido de la corriente del dispositivo prototipo final fue de 2,41e−9 m2, en comparación con los 10,88e−10 m2 del dispositivo predicado. Sin embargo, estos resultados no se reflejaron en los experimentos de laboratorio. Allí, el dispositivo predicado todavía mostraba una pérdida de presión ligeramente menor en todos los caudales (predicado: 1 mmHg a 500 ml/min hasta 21 mmHg a 4500 ml/min; prototipo: 3 mmHg a 500 ml/min hasta 31 mmHg a 4500 ml/min). Este es posiblemente el resultado de la calidad de la impresión 3D. Debido al límite de resolución de la máquina utilizada, cada elemento individual era un poco más grande que lo prescrito en el modelo CAD. Esta ampliación global daría como resultado una mayor resistencia al flujo en todo el paquete, aumentando así la pérdida de presión.

En los resultados de la simulación, el prototipo final también condujo a una banda más estrecha de tiempos de residencia para todos los puntos de diseño en comparación con el dispositivo predicado. Los resultados experimentales confirmaron la mejora de los tiempos de residencia dentro del dispositivo prototipo en todos los caudales. Sin embargo, mientras que los resultados de la simulación reflejan cualitativamente las tendencias observadas en la realidad, sobreestiman los valores absolutos de todos los tiempos de residencia y subestiman el rango de tiempos de residencia. Esto podría deberse a decisiones con respecto a los valores de umbral para determinar los tiempos de residencia en el mundo real (por ejemplo, elegir 95 % en lugar de 99 % para el umbral del tiempo de residencia máximo), pero lo más probable es que se deba a la simplificación del dominio de membrana en el CFD. simulaciones Además, mientras que los tiempos medios de residencia del dispositivo predicado se encuentran aproximadamente a mitad de camino entre los valores mínimo y máximo, los tiempos medios de residencia del prototipo son casi idénticos al mínimo. Esto podría ser el resultado de una serie de factores diferentes. Primero, podría ser simplemente que una porción demasiado grande del flujo se desvió a través del dispositivo prototipo, lo que significa que el mayor bolo de tinta que pasa por el segundo sensor de color también es el primero. Por otro lado, esto también podría deberse a las imprecisiones de impresión 3D antes mencionadas.

Las mejoras observadas se lograron sin ninguna estructura de guía de flujo adicional. Al cambiar solo lo que sería la membrana de intercambio de gases en el dispositivo, no solo se podría mejorar la distribución del flujo en comparación con los dispositivos modernos, sino que también se podría mejorar notablemente la hemocompatibilidad general del dispositivo al reducir las superficies extrañas que se presentan a las células sanguíneas. Las dos placas distribuidoras representan una superficie total de aprox. 17.000 mm2 en un dispositivo cuya superficie sin membrana es de aprox. 20.000 mm2 (sin considerar los tubos que conducen al dispositivo ni la superficie del material de relleno). Además, las áreas directamente detrás de las placas difusoras son áreas principales para la recirculación del flujo y la formación de trombos. La eliminación de las placas representa una disminución del 85 % en el área de superficie extraña sin membrana y, en consecuencia, fue un objetivo de diseño para el dispositivo prototipo. A pesar de las mejoras en los revestimientos superficiales utilizados en los circuitos extracorpóreos39, la reducción de la exposición a superficies extrañas seguirá siendo un objetivo de diseño claro para los dispositivos extracorpóreos. Los enfoques novedosos como los presentados aquí representan un método prometedor de usar un componente de función crítica (la membrana de intercambio) para cumplir funciones auxiliares adicionales, reduciendo el número de componentes.

Al integrar geometrías de TPMS como elementos de membrana, se debe tener en cuenta el tamaño requerido para los elementos individuales a fin de lograr un intercambio de masa apropiado. Si bien el prototipo presentado aquí solo constaba de lo que sería el canal de sangre, es importante considerar el área de superficie general del dispositivo para futuras membranas. Con el tamaño dado de los elementos SWP y las dimensiones exteriores que coinciden con las del iLA, el prototipo poseía un área de intercambio potencial de aproximadamente 0,52 m2, en comparación con los 1,3 m2 del iLA. Una estrategia para aumentar el área de superficie específica del volumen del prototipo sería usar elementos TPMS más pequeños, pero aquí uno se encuentra rápidamente con limitaciones técnicas en términos de capacidad de fabricación. Por ejemplo, para lograr el mismo área de superficie específica de volumen de una fibra hueca de 380 µm, el cuadro delimitador de un elemento TPMS individual debería tener menos de 0,6 mm en todas las dimensiones. Si bien ciertas técnicas avanzadas de fabricación aditiva ciertamente pueden crear geometrías tan pequeñas, la capacidad de producir con precisión estructuras tan finas en volúmenes de construcción tan grandes necesarios para un prototipo completo está firmemente fuera de las capacidades de las tecnologías modernas20. En relación con esto, las técnicas de fabricación aditiva deberán evolucionar para permitir la fabricación del diseño sugerido a partir de este estudio como intercambiador de gas funcional que incluye un compartimento de gas utilizando materiales hemocompatibles.

Es importante tener en cuenta que el trabajo aquí aborda solo un TPMS, la superficie Schwarz-P. Durante las investigaciones preliminares, se determinó que las permeabilidades de Schwarz-D y Schoen-G no podían variar lo suficiente como para justificar pruebas adicionales con el método presentado aquí. Para aclarar, la relación de permeabilidad a la corriente entre las variantes más ocluidas y más permeables de las superficies Schwarz-P dentro de un tamaño de elemento dado fue de aproximadamente 100, mientras que para las superficies Schwarz-D y Schoen-G, esta relación fue de aproximadamente 5 y 2, respectivamente. . Sin embargo, existen estrategias para hibridar estos diferentes TPMS en caso de que esto pueda ser beneficioso para el rendimiento de la transferencia de gas32.

El método aquí se describe como un "enfoque basado en la permeabilidad" porque la permeabilidad de los elementos se cambió sin afectar la porosidad general de ningún elemento. Esto presenta algunas diferencias novedosas y posiblemente ventajosas cuando se compara con andamios clasificados por porosidad, donde se manipula el desplazamiento de nivel constante de la ecuación implícita. En esos métodos, la permeabilidad de los métodos resultantes también se puede manipular, pero las permeabilidades del elemento a lo largo de la corriente y transversales permanecen iguales. Sin embargo, si los elementos directamente entre la entrada y la salida de los dispositivos tuvieran permeabilidades transversales y transversales iguales, el movimiento lateral a través de los módulos podría verse significativamente obstaculizado, lo que podría impedir la capacidad del dispositivo para lavar las partes exteriores del módulo. De hecho, mantener constante el volumen total del elemento significa que cualquier disminución en la permeabilidad a lo largo de la corriente debe conducir a un aumento en la permeabilidad transversal.

Aquí, hemos demostrado como se planteó la hipótesis de que la modificación local de la permeabilidad podría dirigir el flujo a nivel de microescala hacia una distribución de flujo global completamente homogénea. Esto se logró mediante la remodelación de un pulmón de membrana contemporáneo con posiciones de entrada y salida desventajosas (desde el punto de vista de la mecánica de fluidos). Un objetivo para futuros estudios debería ser investigar hasta qué punto una trayectoria de flujo puede verse influenciada o incluso redirigida por variaciones locales microscópicas. Esto permitiría el diseño de rutas de flujo a través de un módulo de membrana basado en TPMS sin ninguna restricción debido a la posición de entrada y salida. Además, los métodos para definir nuevos TPMS son objeto de investigación en curso. Los métodos implícitos de modelado de superficies permitieron la creación de superficies mínimas que no eran periódicas en el sistema de coordenadas cartesianas sino en un sistema de coordenadas tetraédricas y han demostrado ser más confiables para replicar estructuras complejas sin necesidad de técnicas de mapeo complejas40. Dichas superficies podrían brindar beneficios al diseñar módulos que no se ajusten a geometrías muy regulares como las que se usan en los oxigenadores modernos, posiblemente incluso teniendo en cuenta los contornos de los órganos naturales41. La independencia de las posiciones de entrada y salida y la posibilidad de llenar de manera eficiente los vacíos en forma de órgano con estructuras TPMS representarían grandes pasos hacia un pulmón artificial implantable41,42,43.

A pesar de establecer y aplicar con éxito un enfoque práctico para mejorar la distribución del flujo en un pulmón de membrana, este estudio tiene varias limitaciones. A lo largo del flujo de trabajo desde el modelo computacional hasta el módulo del mundo real, existen múltiples procesos de "traducción" que podrían explicar de forma acumulativa la desviación de los resultados in vitro de los resultados de la simulación. En primer lugar, no se debe suponer que los resultados de la simulación en sí mismos fueron completamente precisos. La naturaleza del modelado de dominio poroso y la dependencia de los puntos de control definidos por el usuario sobre los residuos de la simulación introduce cierta duda en la precisión de los resultados. En segundo lugar, la traducción de los datos de permeabilidad 3D relativamente continuos en una colección de elementos discretos del módulo TPMS da como resultado una cierta cantidad de reducción de muestreo e interpolación de la permeabilidad. Aunque las permeabilidades dentro de una región de 3 mm × 3 mm × 3 mm pueden diferir entre sí, el valor medio se calculó y asignó a un solo elemento que luego definió la permeabilidad en todo el bloque. En tercer lugar, las conexiones entre los elementos TPMS individuales representan regiones donde la permeabilidad no fue validada por simulación. Aunque la diferencia de permeabilidad entre los elementos vecinos a menudo era minúscula, las transiciones entre elementos de diferentes tamaños podrían haber introducido patrones de flujo imprevistos a través del módulo que afectaron el rendimiento general del dispositivo. Por último, y quizás lo más crítico, la forma resultante de los elementos individuales obviamente siempre depende de la resolución del proceso de impresión 3D.

En general, el esquema de optimización basado en simulación que se presenta aquí fue eficaz en la creación de un diseño que funcionó bien en los experimentos de laboratorio. Los elementos TPMS de diferentes formas y tamaños podrían combinarse fácilmente para construir un módulo prototipo que contuviera permeabilidades transversales y transversales variables. Se desarrolló un flujo de trabajo sencillo a través del cual se podían establecer distribuciones variables de permeabilidades en un dominio de simulación y actualizarlas automáticamente hacia un diseño de dispositivo. Los resultados de este flujo de trabajo se tradujeron con precisión en prototipos de modelos CAD mediante scripts de desarrollo propio. Si bien se necesitan más avances en las tecnologías de fabricación para traducir de manera efectiva los diseños basados ​​en simulación en dispositivos precisos del mundo real, el prototipo aquí se desempeñó bien en comparación con un predicado estándar de la industria. Según las métricas presentadas, nuestro prototipo mostró una distribución de flujo mejorada en todo el módulo de membrana. Este trabajo respalda la idea de que los TPMS son una herramienta prometedora para los avances en la tecnología de membranas, y el trabajo futuro mostrará hasta qué punto su integración puede conducir a una transferencia de masa más segura y eficiente en dispositivos médicos.

Todas las simulaciones se ejecutaron con Ansys CFX 19.0 (Ansys, Inc, Canonsburg, PA, EE. UU.). Los dominios de simulación se aislaron de los modelos CAD con Ansys SpaceClaim y todas las mallas computacionales se crearon con Ansys Meshing.

La deformación de elementos individuales de TPMS facilitó el control de la permeabilidad local en el módulo de membrana. En este estudio, se utilizó la forma Schwarz-P (SWP). La superficie FSWP de un solo elemento SWP se describe mediante la siguiente ecuación implícita:

En condiciones normales, los coeficientes de cada uno de los términos de coseno de la función implícita SWP son iguales a 1. El aumento del coeficiente que precede a un término de coseno para un eje en particular disminuye el área de sección transversal más pequeña para el fluido que fluye alrededor del elemento a lo largo de ese mismo eje. . Sin embargo, el volumen total dentro de la celda unitaria encerrada por la superficie sigue siendo el mismo, por lo tanto, la porosidad del volumen del elemento sigue siendo la misma.

El elemento SWP se simuló para determinar la permeabilidad de Darcy para varias geometrías. La simulación se configuró para replicar el procedimiento experimental descrito en Schlanstein et al.36. Los flujos bajos se distribuyeron en módulos teóricos creados por condiciones de contorno periódicas traslacionales, y la pérdida de presión se calculó en el espesor de una capa del módulo. En el posprocesamiento posterior, se calcularon las permeabilidades a lo largo de la corriente y transversales para las geometrías SWP estándar, así como para las geometrías SWP "más permeables" (c = 0,1) y "más ocluidas" (c = 1,9), ilustradas en la Fig. 6. El grado de oclusión (o inversamente, la sección transversal disponible) al flujo determinaba la permeabilidad del elemento. Por ejemplo, para la geometría SWP en el sentido de la corriente más permeable, hay disponible un área de sección transversal más alta para el flujo asociada con pérdidas de presión más bajas que para la configuración en el sentido de la corriente más ocluida.

Datos de permeabilidad SWP simulados: (a) Permeabilidad en sentido de la corriente en función del coseno. Las líneas discontinuas muestran las curvas de correlación cuadrática entre el valor del coeficiente 'c' del término de la función implícita y la permeabilidad consecuente. Las imágenes al lado del gráfico dan una impresión de los elementos SWP no deformados (c = 1.0) y deformados. Las líneas de corriente indican la dirección del flujo en el sentido de la corriente. (b) Relación entre la permeabilidad transversal y transversal. Las líneas discontinuas muestran curvas de correlación lineal. Las imágenes al lado del gráfico dan una impresión de los elementos SWP no deformados (c = 1.0) y deformados. Las líneas de corriente indican la dirección del flujo transversal.

Para obtener un amplio rango de permeabilidad permisible, se concibió para el paquete una combinación de elementos SWP de 1 mm y 3 mm. La figura 6a muestra el rango de permeabilidades en el sentido de la corriente que se lograron con ambos tamaños de elementos para los diferentes estados de deformación. La relación entre las permeabilidades a lo largo y transversal de los elementos de 1 mm y 3 mm se puede ver en la Fig. 6b. En el esquema de optimización se utilizó la regresión lineal. Como la intención del diseño era facilitar la mayor cantidad posible de elementos de 1 mm en el módulo, el valor umbral para la decisión de utilizar elementos de 3 mm en lugar de elementos de 1 mm se fijó en el límite superior del rango de permeabilidad en el sentido de la corriente de los elementos de 1 mm ( 8,68e−9 m2).

Se simuló una geometría correspondiente a la de Novalung Interventional Lung Assist (iLA) para establecer una línea base comparativa. La geometría de simulación se creó en Creo Parametric 4.0 (PTC, Boston, MA, EE. UU.). Todas las dimensiones de la geometría se midieron en un dispositivo iLA desmontado (Fig. 1b). El haz de fibras se modeló como un dominio poroso con una porosidad constante de 0,493 y una permeabilidad anisotrópica. La permeabilidad en el sentido de la corriente se fijó en 10,88e-10 m2 y la permeabilidad transversal en 7,71e-10 m2 de acuerdo con los datos informados anteriormente para las permeabilidades de las esteras de fibra apiladas36.

El dominio computacional del dispositivo prototipo basado en TPMS era idéntico al del dispositivo predicado excepto por la eliminación de las placas distribuidoras y la ampliación del módulo de membrana para ocupar el espacio vacío resultante. La eliminación de las placas distribuidoras también significó que se podía asumir una condición límite simétrica a lo largo del plano diagonal desde la parte inferior hasta la parte superior del dispositivo prototipo, lo que redujo el esfuerzo computacional. La sangre se modeló como un fluido newtoniano con una densidad de 1059 kg/m3 y una viscosidad dinámica de 3,6 mPas. Se probaron flujos de 0,5, 1, 2, 3, 4 y 4,5 l/min, correspondientes al rango de caudales para los que el iLA está clínicamente aprobado.

Con el rango de permeabilidades alcanzables en la mano, el objetivo del esquema de optimización iterativo fue determinar cómo se deben distribuir esas permeabilidades en el dominio poroso para distribuir satisfactoriamente el flujo sanguíneo en todo el módulo, creando un campo de flujo optimizado. Un campo de flujo optimizado en este contexto significaba un campo de flujo con velocidades de flujo homogéneas. En términos prácticos, entre dos iteraciones, el algoritmo de optimización reduciría la permeabilidad en todos los puntos del haz de fibras donde la velocidad era demasiado alta y aumentaría la permeabilidad en todos los puntos donde la velocidad fuera demasiado baja. Este proceso iterativo se detuvo una vez que la diferencia entre la velocidad variable vy y la velocidad ideal videal fue aceptablemente pequeña o se estancó el cambio en la diferencia entre dos iteraciones consecutivas. Esto significó que el flujo de trabajo de simulación necesitaba (a) prescribir el valor de la permeabilidad transversal y transversal sobre el dominio poroso de acuerdo con los datos proporcionados en la iteración anterior, (b) calcular el valor deseable de la permeabilidad transversal en función de la desviación del real fluya hasta el flujo deseado, y (c) repita, utilizando los valores de permeabilidad actualizados como los datos proporcionados en el paso (a).

Después de encontrar una solución de simulación para la iteración dada, se definió una función de corrección que determinó el nuevo valor de permeabilidad puntual a utilizar para la siguiente iteración. La función de corrección tomó la forma de una función tangente hiperbólica:

donde Knew es la permeabilidad en sentido de la corriente para la siguiente iteración, Kold la de la iteración actual, videal es la velocidad de flujo ideal en la dirección de la corriente, vy es la velocidad de flujo en el sentido de la corriente en la iteración actual y p es una constante utilizada para ajustar la tasa de cambio entre iteraciones. Se utilizó un caudal de 1 L/min para todas las iteraciones del proceso de optimización. El módulo de membrana del dispositivo prototipo, como el del iLA, ocupaba un espacio de 100 mm × 100 mm. Teniendo en cuenta la porosidad del volumen de los elementos SWP (0,5), esto dio una velocidad media de área videal de 3,33 mm/s. Establecida inicialmente en 150, esta constante p se redujo lentamente a 1 a medida que avanzaba el proceso iterativo para equilibrar el rápido progreso hacia el resultado ideal con mayor precisión una vez que la solución dada se acercaba al ideal.

En general, es útil establecer condiciones iniciales significativas para la distribución de la permeabilidad a priori para mejorar la convergencia. Aquí, se utilizó una matriz de permeabilidad 3D para definir el Kinit de permeabilidad a lo largo de la corriente en cada punto de la malla computacional según la siguiente ecuación:

donde resquina (m) es la distancia desde la esquina inferior. Luego se definió la permeabilidad transversal dependiente a partir de la permeabilidad en el sentido de la corriente (ver Fig. 6b).

Después de que se llevó a cabo el proceso de optimización, se obtuvo una matriz 3D de valores de permeabilidad por puntos con la resolución espacial de la malla computacional. Estas permeabilidades simuladas se interpolaron en Matlab (versión 2019a, MathWorks, Natick, MA, EE. UU.) para que se pudiera obtener un valor de permeabilidad para un valor en cualquier punto dentro del dominio espacial, no simplemente los puntos en la malla computacional. De manera iterativa, se consultó una región de 3 mm × 3 mm × 3 mm. Si el valor medio de las permeabilidades dentro de esa región estaba por encima del umbral de permeabilidad entre elementos de 1 y 3 mm (8,68e−9 m2), se utilizó la ecuación de regresión cuadrática para permeabilidades de elementos de 3 mm para determinar qué coeficiente para el término coseno en el SWP se utilizó la ecuación implícita para producir esa permeabilidad. Alternativamente, si la permeabilidad media caía por debajo del valor umbral, se creaba una cuadrícula cúbica de nueve elementos de 1 mm, utilizando en su lugar la ecuación de regresión para elementos de 1 mm. Se creó una malla STL para cada elemento (Fig. 7a,e) utilizando su coeficiente de coseno calculado (Fig. 7b,f). Tal como estaban, los elementos SWP con valores o tamaños de coeficiente dispares no encajarían en su interfaz. Por lo tanto, dentro del primer y último octavo de la longitud del elemento en cada dirección, se definió una transición que ajustó el coeficiente de coseno y el tamaño del elemento actual para que coincida con los del elemento vecino (Fig. 7c, g). Si un elemento no estaba conectado a otro elemento en una dirección determinada, la superficie SWP se editaba para incluir una cara que sellaba el elemento en esa dirección (Fig. 7d,h). Luego, las mallas de superficie SWP se exportaron como archivos STL. Esto se repitió para cada elemento que conformaría el módulo de membrana.

Creación y manipulación paso a paso de un solo elemento SWP. Se representan dos escenarios: (a–d) muestra el elemento SWP con una celda unitaria vecina del mismo tamaño y (e–h) muestra el elemento SWP con una celda unitaria vecina de diferente tamaño. Para ambos escenarios, se representan los siguientes pasos: (a, e) creación inicial del elemento SWP no deformado (b, f) distorsión del elemento SWP (c, g) ajuste gradual de las interfaces de conexión de cada elemento SWP para que coincida con los coeficientes vecinos (si es necesario, expanda para que coincida con los vecinos más grandes) (d, h) llenando el orificio de la interfaz, si no existe ningún vecino.

Junto con los archivos STL individuales, se registraron las coordenadas x, y y z, así como el tamaño de cada elemento. Luego, esta información se usó para importar los archivos STL a un proyecto de 3-matic (Materialise NV, Lovaina, Bélgica). Después de traducir y escalar cada archivo STL, los elementos individuales se fusionaron en el módulo de membrana completo. Debido a las restricciones relacionadas con el tamaño del archivo de los datos resultantes, se utilizaron las capacidades de remallado adaptativo de 3-matic para reducir la complejidad de la malla antes de exportar el archivo STL completo.

Una vez completada la preparación de los archivos CAD, pudo comenzar la fabricación de los componentes individuales y el montaje del dispositivo prototipo con fines de viabilidad y validación. Para alcanzar las altas resoluciones espaciales requeridas para modelar los elementos SWP, se utilizó una técnica de impresión 3D basada en estereolitografía para crear los módulos de membrana (Materialise GmbH, Lovaina, Bélgica). Una vez finalizada la impresión, la resina restante se eliminó de la estructura mediante una combinación de aire a presión, un breve remojo en una solución de isopropanol/agua al 50 % y centrifugación. Las antecámaras de flujo a cada lado del módulo de membrana se fabricaron utilizando una técnica de impresión 3D de chorro de material (Objet 350 Connex3, Stratasys Ltd., Eden Prairie, EE. UU.) y material VeroClear.

Aparte de la eliminación de las placas difusoras y el consiguiente engrosamiento del módulo de membrana a 24 mm para acomodar el espacio vacío, el dispositivo prototipo se mantuvo idéntico al anterior.

Para validar los resultados de la simulación y proporcionar una comparación del mundo real entre los dispositivos predicados y prototipos, se realizó una serie de pruebas de lavado. Para las pruebas, los dispositivos predicados y prototipo se midieron con los mismos caudales que se habían simulado. Se diseñó un circuito de flujo para determinar los tiempos de residencia del fluido en cada dispositivo a diferentes caudales (Fig. 8). El circuito principal consta de un depósito de glicerol que contiene una mezcla transparente de agua y glicerol, una bomba (deltastream DP 2, Xenios AG, Heilbronn, Alemania) y el módulo de prueba. Un brazo lateral adicional conectado a este circuito frente al módulo de prueba que incluye un depósito con solución de colorante (solución de agua y glicerol con las mismas propiedades viscosas que el fluido en circulación) e incluye el mismo tipo de bomba funcionando en el mismo punto operativo. Detrás del módulo de prueba, otro brazo lateral conduce a un depósito de desechos ajustado al mismo nivel hidrostático que el depósito con la solución de glicerol. Se colocó una serie de abrazaderas magnéticas para tubos (Fluid Concept GmbH, Stutensee, Alemania) en cada ramal de tubería, como se ilustra en la Fig. 8. Inicialmente, la solución de glicerol transparente circulaba en un circuito cerrado (estado de las abrazaderas magnéticas para tubos durante la "fase de circulación"). ': 1 = cerrado, 2 = abierto, 3 = abierto y 4 = cerrado). Las abrazaderas del tubo magnético se controlaron de forma remota de modo que se pudiera inyectar tinta durante un período de tiempo prescrito (estado de las abrazaderas del tubo magnético durante la 'fase de inyección': 1 = abierto, 2 = cerrado, 3 = cerrado y 4 = abierto). Durante la fase de medición, el fluido contaminado se enviaba al depósito de residuos para mantener transparente el fluido restante (estado de las abrazaderas magnéticas del tubo 1 = cerrada, 2 = abierta, 3 = cerrada y 4 = abierta). Después de inyectar la tinta, se reanudó el flujo normal. Se utilizaron sensores de color fotométricos (TCS34725, Taos, Inc., Plano, TX, EE. UU.) para monitorear el flujo del bolo de tinta inyectado dentro y fuera del módulo. Las lecturas del sensor fotométrico se registraron continuamente para su posterior análisis y el caudal se controló con una sonda de flujo ultrasónica (Transonic Systems Inc., Ithaca, NY, EE. UU.). Una vez que el fluido teñido sin ningún resto salió del circuito, las abrazaderas magnéticas del tubo se repusieron en la fase de circulación inicial.

Esquema del circuito de prueba de lavado.

Antes de la prueba, los sensores de color fotométricos se calibraron con una serie de diluciones de tinta-agua/glicerol para obtener una curva de concentración. Además, se demostró que el caudal permanece constante durante el tiempo en que la tinta fluía a través del módulo, por lo que se pudo calcular el caudal másico de tinta. A partir de esto, se definieron valores umbral para los tiempos de residencia mínimo, medio y máximo. El tiempo de residencia mínimo se definió como el tiempo entre el 1 % de la masa de colorante total que pasó por cada sensor, el tiempo de residencia medio como el tiempo entre el paso de la mayor cantidad de tinta y el tiempo de residencia máximo como el tiempo entre el 95 % y el 95 %. había pasado cada sensor.

Los dispositivos predicados y prototipo se midieron con los mismos caudales que se habían simulado. Todas las pruebas se realizaron utilizando una mezcla de agua/glicerol η = 3,78 ± 0,13 mPas (n = 5 mediciones a 0,01–10 Pa, probadas mediante el reómetro MCR502, Anton Paar GmbH, Graz, Austria).

Este artículo no contiene ningún estudio con sujetos humanos o animales realizado por ninguno de los autores.

No se generaron ni analizaron conjuntos de datos durante el presente estudio.

Gabelman, A. y Hwang, S.-T. Resultados experimentales frente a las predicciones del modelo para la extracción de gas denso utilizando un contactor de membrana de fibra hueca. J. Supercrítico. Fluidos 35, 26–39 (2005).

Artículo CAS Google Académico

Bazhenov, SD, Bildyukevich, AV & Volkov, AV Contactores de membrana de fibra hueca gas-líquido para diferentes aplicaciones. Fibras 6, 76 (2018).

Artículo CAS Google Académico

Fleming, GM Revisión de la terapia de reemplazo renal: pasado, presente y futuro. Organogénesis 7, 2–12 (2011).

Artículo PubMed PubMed Central Google Académico

Pless, G. Apoyo hepático artificial y bioartificial. Organogénesis 3, 20–24 (2007).

Artículo PubMed PubMed Central Google Académico

Salna, M. & Bacchetta, M. Soporte pulmonar extracorpóreo. actual Opinión Anestesiol. 30, 50–57 (2017).

Artículo PubMed Google Académico

Consolo, F. et al. Sobre el uso del ensayo del estado de actividad plaquetaria para la cuantificación in vitro de la activación plaquetaria en dispositivos de recirculación de sangre para circulación extracorpórea. Artefacto Órganos 40, 971–980 (2016).

Artículo CAS PubMed Google Académico

Haworth, WS El desarrollo del oxigenador moderno. Ana. toraco Cirugía 76, S2216–S2219 (2003).

Artículo PubMed Google Académico

Hendrix, RHJ, Ganushchak, YM & Weerwind, PW Diseño contemporáneo de oxigenadores: transferencia de oxígeno y dióxido de carbono relacionada con el esfuerzo cortante. Artefacto Órganos 42, 611–619 (2018).

Artículo CAS PubMed Google Académico

Tsukiya, T. et al. Progreso del diseño del dispositivo integrado ultracompacto de asistencia cardiopulmonar: parte 1. Efecto de los difusores de paletas en el rendimiento de la transferencia de gas. Artefacto Órganos 27, 907–913 (2003).

Artículo PubMed Google Académico

Gartner, MJ, Wilhelm, CR, Gage, KL, Fabrizio, MC y Wagner, WR Modelado de los efectos del flujo sobre el depósito trombótico en un oxigenador de membrana. Artefacto Órganos 24, 29–36 (2000).

Artículo CAS PubMed Google Académico

Taga, I., Funakubo, A. & Fukui, Y. Diseño y desarrollo de un pulmón artificial implantable mediante algoritmo genético multiobjetivo: evaluación del rendimiento del intercambio gaseoso. ASAIO J. 51, 92–102 (2005).

Artículo PubMed Google Académico

Lehle, K. et al. Eficiencia en la oxigenación por membrana extracorpórea: los depósitos celulares en las membranas de polimetilpenteno aumentan la resistencia al flujo sanguíneo y reducen la capacidad de intercambio de gases. ASAIO J. 54, 612–617 (2008).

Artículo CAS PubMed Google Académico

Kaesler, A. et al. Indicadores técnicos para evaluar el grado de formación de coágulos grandes dentro del haz de fibras de la membrana de un oxigenador en una configuración in vitro. Artefacto Órganos. https://doi.org/10.1111/aor.13343 (2018).

Artículo PubMed Google Académico

Lubnow, M. et al. Complicaciones técnicas durante la oxigenación por membrana extracorpórea veno-venosa y su relevancia en la predicción de un análisis retrospectivo de intercambio de sistemas de 265 casos. PLoS ONE 9, e112316 (2014).

Artículo ADS PubMed PubMed Central CAS Google Scholar

Panigada, M. et al. Comparación entre indicadores clínicos de trombosis del oxigenador transmembrana y análisis tomográfico computarizado multidetector. J. Crit. Cuidado 30(441), e7-13 (2015).

Google Académico

Brogan, TV, Thiagarajan, RR, Rycus, PT, Bartlett, RH y Bratton, SL Oxigenación por membrana extracorpórea en adultos con insuficiencia respiratoria grave: una base de datos multicéntrica. Medicina de Cuidados Intensivos 35, 2105–2114 (2009).

Artículo CAS PubMed Google Académico

Schlanstein, PC y col. Velocimetría de imagen de partículas utilizada para validar cualitativamente simulaciones dinámicas de fluidos computacionales en un oxigenador. Una prueba de concepto. Cardiovasc. Ing. Tecnología 6, 340–351 (2015).

Artículo PubMed Google Académico

Jones, CC et al. Simulaciones dinámicas de fluidos computacionales mejoradas del flujo sanguíneo en oxigenadores de membrana a partir de imágenes de rayos X. Ana. biomedicina Ing. 41, 2088–2098 (2013).

Artículo PubMed Google Académico

Bachmat, Y. (ed.) Coeficientes básicos de transporte como características del acuífero (Springer, 1965).

Google Académico

Bajo, Z.-X. et al. Perspectiva sobre la impresión 3D de membranas de separación y comparación con técnicas de fabricación no convencionales relacionadas. J. Miembro ciencia 523, 596–613 (2017).

Artículo CAS Google Académico

Yazdí, AA et al. Impresión 3D: una herramienta emergente para microfluidos novedosos y aplicaciones de laboratorio en un chip. microfluido. Nanofluido. 20, 6928 (2016).

Artículo Google Académico

Gross, BC, Erkal, JL, Lockwood, SY, Chen, C. & Spence, DM Evaluación de la impresión 3D y su impacto potencial en la biotecnología y las ciencias químicas. Anal. química 86, 3240–3253 (2014).

Artículo CAS PubMed Google Académico

Thomas, N. et al. Superficies mínimas triplemente periódicas impresas en 3D como espaciadores para mejorar la transferencia de calor y masa en la destilación por membrana. Desalinización 443, 256–271 (2018).

Artículo CAS Google Académico

Sreedhar, N. et al. Espaciadores de alimentación impresos en 3D basados ​​en superficies mínimas triplemente periódicas para mejorar el flujo y mitigar la bioincrustación en RO y UF. Desalinización 425, 12–21 (2018).

Artículo CAS Google Académico

Al-Shimmery, A., Mazinani, S., Flynn, J., Chew, J. y Mattia, D. Contactores porosos impresos en 3D para mejorar la coalescencia de las gotas de aceite. J. Miembro ciencia 590, 117274 (2019).

Artículo CAS Google Académico

Femmer, T., Kuehne, AJC y Wessling, M. Estimación del rendimiento dependiente de la estructura de las membranas prototipadas rápidas en 3D. química Ing. J. 273, 438–445 (2015).

Artículo CAS Google Académico

Femmer, T., Kuehne, AJC y Wessling, M. Imprima su propia membrana: creación rápida y directa de prototipos de polidimetilsiloxano. Laboratorio. Chip. 14, 2610–2613 (2014).

Artículo CAS PubMed Google Académico

Femmer, T., Kuehne, AJC, Torres-Rendon, J., Walther, A. y Wessling, M. Imprima su membrana: creación rápida de prototipos de membranas 3D-PDMS complejas a través de una resistencia de sacrificio. J. Miembro ciencia 478, 12–18 (2015).

Artículo CAS Google Académico

Hesselmann, F. et al. Rendimiento de transferencia de gas dependiente de la estructura de membranas 3D para pulmones de membrana artificial. J. Miembro ciencia 634, 119371 (2021).

Artículo CAS Google Académico

Melchels, FPW et al. Arquitecturas de andamios de ingeniería de tejidos definidas matemáticamente preparadas por estereolitografía. Biomateriales 31, 6909–6916 (2010).

Artículo CAS PubMed Google Académico

Yoo, D.-J. Diseño de andamiaje poroso asistido por computadora para ingeniería de tejidos utilizando superficies mínimas triplemente periódicas. En t. J. Precis. Ing. Fabricación 12, 61–71 (2011).

Artículo Google Académico

Yoo, D.-J. y Kim, K.-H. Un método avanzado de diseño de andamios porosos multimorfológicos que utiliza un campo de distancia volumétrico y una función de crecimiento beta. En t. J. Precis. Ing. Fabricación 16, 2021–2032 (2015).

Artículo Google Académico

Zimmermann, M. et al. Asistencia pulmonar intervencionista extracorpórea sin bomba en pacientes con síndrome de dificultad respiratoria aguda: un estudio piloto prospectivo. crítico Cuidado 13, R10 (2009).

Artículo PubMed PubMed Central Google Académico

Toomasian, JM et al. Un intercambiador de gases de fibra de polimetilpenteno para soporte vital extracorpóreo a largo plazo. ASAIO J. 51, 390–397 (2005).

Artículo CAS PubMed Google Académico

Muller, T. et al. Asistencia pulmonar intervencionista extracorpórea sin bomba en la práctica clínica: determinantes de la eficacia. EUR. Respirar J. 33, 551–558 (2009).

Artículo PubMed Google Académico

Schlanstein, PC y col. Método experimental para determinar la permeabilidad anisotrópica de haces de membranas de fibra hueca. J. Miembro ciencia 546, 70–81 (2018).

Artículo CAS Google Académico

Kim, EJ et al. Complicaciones trombóticas durante la asistencia pulmonar intervencionista: serie de casos. Tubercul. Respirar Dis. 78, 18–22 (2015).

Artículo Google Académico

Liebold, A., Reng, CM, Philipp, A., Pfeifer, M. & Birnbaum, DE Asistencia pulmonar extracorpórea sin bomba: experiencia con los primeros 20 casos. EUR. J. Cardiotórax. Cirugía 17, 608–613 (2000).

Artículo CAS PubMed Google Académico

Ontaneda, A. & Annich, GM Superficies novedosas en circuitos de oxigenación por membrana extracorpórea. Frente. Medicina. 5, 321 (2018).

Artículo Google Académico

Guo, Y., Liu, K. & Yu, Z. Diseño de andamio poroso basado en tetraedro para impresión 3D. Diseños 3, 16 (2019).

Artículo Google Académico

Yoo, D.-J. Diseño de andamiaje poroso avanzado que utiliza modelos de superficie mínima triplemente periódicos de múltiples huecos con una alta relación de área de superficie a volumen. En t. J. Precis. Ing. Fabricación 15, 1657-1666 (2014).

Artículo Google Académico

Arens, J. et al. Hacia un pulmón artificial a largo plazo. ASAIO J. 66, 847–854 (2020).

Artículo PubMed PubMed Central Google Académico

Yoo, D.-J. Algoritmo avanzado de generación de imágenes de proyección para la fabricación de un andamio de tejido utilizando un campo de distancia volumétrica. En t. J. Precis. Ing. Fabricación 15, 2117–2126 (2014).

Artículo Google Académico

Descargar referencias

El trabajo actual fue financiado por la Fundación Alemana de Investigación DFG (Número de Proyecto 347368182).

Financiamiento de acceso abierto habilitado y organizado por Projekt DEAL.

Estos autores contribuyeron por igual: Sebastian Victor Jansen y Jutta Arens.

Departamento de Ingeniería Cardiovascular, Instituto de Ingeniería Médica Aplicada, Instituto Helmholtz, Universidad RWTH Aachen, Pauwelsstr. 20, 52074, Aquisgrán, Alemania

Felix Hesselmann, Michael Halwes, Ulrich Steinseifer, Sebastian Victor Jansen y Jutta Arens

Presidente de Ingeniería de Procesos Químicos, RWTH Aachen University, Forckenbeckstr. 51, 52074, Aquisgrán, Alemania

Patrick Bongartz y Matthias Wesling

Instituto DWI-Leibniz de Materiales Interactivos, Universidad RWTH Aachen, Forckenbeckstr. 50, 52074, Aquisgrán, Alemania

Matías Wessling

Departamento de Neumología y Medicina Interna de Cuidados Intensivos, Clínica Médica V, Hospital Universitario RWTH Aachen, Pauwelsstr. 30, 52074, Aquisgrán, Alemania

cristian cornelissen

Instituto de Ingeniería Médica Aplicada, Instituto Helmholtz, Universidad RWTH Aachen, Pauwelsstr. 20, 52074, Aquisgrán, Alemania

Thomas Schmitz Rode

Cátedra de Ingeniería de Tecnologías de Soporte de Órganos, Departamento de Ingeniería Biomecánica, Facultad de Ingeniería, Universidad Tecnológica de Twente, Enschede, Países Bajos

jutta arens

También puede buscar este autor en PubMed Google Scholar

También puede buscar este autor en PubMed Google Scholar

También puede buscar este autor en PubMed Google Scholar

También puede buscar este autor en PubMed Google Scholar

También puede buscar este autor en PubMed Google Scholar

También puede buscar este autor en PubMed Google Scholar

También puede buscar este autor en PubMed Google Scholar

También puede buscar este autor en PubMed Google Scholar

También puede buscar este autor en PubMed Google Scholar

FH participó en la conceptualización, el análisis formal, la investigación, la metodología, la visualización y la redacción: borrador original; MH contribuyó al análisis formal, la investigación, la metodología, la visualización y la redacción: revisión y edición; PB participó en la metodología y la redacción: revisión y edición; MW, CC, TSR, US, SVJ y JA contribuyeron en la redacción, revisión y edición.

Correspondencia a Félix Hesselmann.

Los autores declaran no tener conflictos de intereses.

Springer Nature se mantiene neutral con respecto a los reclamos jurisdiccionales en mapas publicados y afiliaciones institucionales.

Acceso abierto Este artículo tiene una licencia internacional Creative Commons Attribution 4.0, que permite el uso, el intercambio, la adaptación, la distribución y la reproducción en cualquier medio o formato, siempre que se otorgue el crédito correspondiente al autor o autores originales y a la fuente. proporcionar un enlace a la licencia Creative Commons e indicar si se realizaron cambios. Las imágenes u otro material de terceros en este artículo están incluidos en la licencia Creative Commons del artículo, a menos que se indique lo contrario en una línea de crédito al material. Si el material no está incluido en la licencia Creative Commons del artículo y su uso previsto no está permitido por la regulación legal o excede el uso permitido, deberá obtener el permiso directamente del titular de los derechos de autor. Para ver una copia de esta licencia, visite http://creativecommons.org/licenses/by/4.0/.

Reimpresiones y permisos

Hesselmann, F., Halwes, M., Bongartz, P. et al. Pulmón de membrana basado en TPMS con permeabilidades modificadas localmente para una distribución de flujo óptima. Informe científico 12, 7160 (2022). https://doi.org/10.1038/s41598-022-11175-y

Descargar cita

Recibido: 30 Agosto 2021

Aceptado: 11 de abril de 2022

Publicado: 03 mayo 2022

DOI: https://doi.org/10.1038/s41598-022-11175-y

Cualquier persona con la que compartas el siguiente enlace podrá leer este contenido:

Lo sentimos, un enlace para compartir no está disponible actualmente para este artículo.

Proporcionado por la iniciativa de intercambio de contenido Springer Nature SharedIt

Al enviar un comentario, acepta cumplir con nuestros Términos y Pautas de la comunidad. Si encuentra algo abusivo o que no cumple con nuestros términos o pautas, márquelo como inapropiado.