TPMS

Oct 21, 2023

Rapports scientifiques volume 12, Numéro d'article : 7160 (2022) Citer cet article

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Les poumons à membrane sont constitués de milliers de membranes à fibres creuses regroupées en faisceau. Les dispositifs souffrent souvent de complications en raison d'un écoulement non uniforme à travers le faisceau de membranes, comprenant des régions à la fois d'écoulement excessivement élevé et d'écoulement stagnant. Ici, nous présentons une conception de preuve de concept pour un poumon à membrane contenant un module de membrane basé sur des surfaces minimales triplement périodiques (TPMS). En déformant les géométries TPMS d'origine, la perméabilité locale dans n'importe quelle région du module pourrait être augmentée ou abaissée, permettant l'adaptation de la distribution du flux sanguin à travers le dispositif. En créant un schéma d'optimisation itératif pour déterminer la distribution de la perméabilité dans le sens du courant à l'intérieur d'un domaine poreux informatique, la forme souhaitée d'un réseau d'éléments TPMS a été déterminée par simulation. Cette forme souhaitée a été traduite en un modèle de conception assistée par ordinateur (CAO) pour un prototype de dispositif. Le dispositif a ensuite été produit via la fabrication additive afin de tester la nouvelle conception par rapport à un dispositif prédicat standard de l'industrie. La distribution des flux a été homogénéisée de manière vérifiable et le temps de séjour réduit, promettant une performance plus efficace et une résistance accrue à la thrombose. Ces travaux montrent à quel point le TPMS peut servir de nouvelle brique pour les processus d'échange dans les dispositifs médicaux.

Les membranes à fibres creuses sont la norme de l'industrie pour une variété de procédés techniques et industriels de séparation par membrane depuis des décennies1,2. De nombreuses thérapies médicales modernes sont basées sur ces types de processus de séparation membranaire, dirigeant le sang des patients dans un module membranaire afin de soutenir la fonction des organes natifs. Les thérapies telles que la thérapie de remplacement rénal3, l'assistance hépatique extracorporelle artificielle4 ou l'assistance pulmonaire extracorporelle (ECLA)5 sont des options de traitement populaires pour de nombreux patients. Bien que distinctes, chacune de ces thérapies dépend de processus de séparation membranaire. De même, alors que les dispositifs utilisés dans chacune de ces thérapies ont certaines exigences uniques, une efficacité d'échange adéquate est une exigence de conception omniprésente et dépend fortement de l'homogénéité du flux à travers le faisceau de membranes à fibres creuses.

Dans les poumons à membrane, les inhomogénéités de vitesse sont le plus souvent le résultat de géométries d'entrée et de sortie qui introduisent et reçoivent le flux sanguin vers et depuis le faisceau de fibres de manière non uniforme. Dans l'ensemble, cette distribution de flux non uniforme a plusieurs impacts négatifs sur les performances de l'appareil. Tout d'abord, il crée des zones de régimes d'écoulement à grande vitesse dans le faisceau, exposant le sang à des contraintes de cisaillement élevées et provoquant des dommages aux globules rouges et l'activation des plaquettes6. Deuxièmement, alors que dans les zones de stagnation, le sang saturé n'est pas éliminé, des flux de dérivation peuvent se produire, entraînant une exploitation insuffisante de la surface d'échange gazeux7,8,9. Cela réduit l'efficacité d'échange globale du dispositif. Enfin, les champs d'écoulement non uniformes entraînent des zones d'écoulement faible ou stagnant, ce qui peut entraîner la formation de thrombus dans le faisceau de fibres10,11. Au-delà du simple blocage de la surface d'échange du dispositif, ces thrombus peuvent s'emboliser et entraîner une défaillance mécanique du dispositif voire provoquer des événements indésirables pour le patient12,13,14,15. En effet, le thrombus de l'oxygénateur s'est avéré être l'une des principales complications mécaniques de l'oxygénation par membrane extracorporelle (ECMO), un article de synthèse révélant un taux de coagulation de 20 % parmi 1 473 cas16.

Les faisceaux de membranes de fibres modernes sont constitués de nattes de fibres creuses soit enroulées autour d'un noyau central, soit empilées les unes sur les autres perpendiculairement. Dans les poumons à membrane, le flux sanguin est dirigé autour de la lumière externe des fibres, le gaz circulant à l'intérieur des fibres. Cependant, le sang circulant dans une banque de fibres présente un défi unique. Indépendamment de leur forme, s'appuyer sur des fibres creuses comme éléments constitutifs de leurs modules membranaires conduit à une conséquence principale pour tous les poumons membranaires : une résistance uniforme à l'écoulement. Cette résistance uniforme est le résultat de la géométrie uniforme des fibres creuses ainsi que de la disposition étroite et également espacée des mats de fibres. Une autre façon de considérer cela serait de discuter de la perméabilité aux fluides des faisceaux de fibres en tant que supports poreux tels qu'ils sont généralement modélisés à des fins de simulation10,17,18. En fonction uniquement de la géométrie de la voie d'écoulement, la perméabilité, Kperm, relie la perte de pression, \(\frac{\partial p}{\partial {x}_{i}}\), à la vitesse superficielle, vs, pour un particulier direction dans les écoulements rampants via la loi de Darcy19 :

où η est la viscosité dynamique. L'équation montre que la vitesse superficielle locale est directement proportionnelle au gradient de pression motrice via la perméabilité. Cela signifie qu'une résistance à l'écoulement uniforme, c'est-à-dire une perméabilité constante, ne peut pas compenser les inhomogénéités d'écoulement entre, par exemple, deux lignes de courant voisines. L'implication ici est que la modification locale de la perméabilité permettrait d'influencer le flux par des modifications microscopiques vers une distribution de flux macroscopique homogène. En fin de compte, cela se traduirait par des dispositifs plus efficaces qui sont également moins sujets à la stagnation et à la thrombose. Par conséquent, une alternative aux fibres creuses est nécessaire pour améliorer les performances et la sécurité des poumons à membrane.

Les technologies contemporaines de fabrication additive ont permis la production de surfaces minimales triplement périodiques (TPMS) pour une grande variété d'applications techniques et industrielles20,21,22. Les TPMS sont des surfaces qui divisent l'espace en deux compartiments congruents et entrelacés. Les TPMS sont périodiques et peuvent être étendus à l'infini dans les trois directions spatiales. En tant qu'entretoises à membrane, les géométries TPMS ont amélioré le transfert de chaleur et de masse et réduit l'encrassement dans les applications d'ultrafiltration, de distillation et d'osmose inverse23,24. En tant que blocs de construction macroscopiques des membranes, les géométries TPMS ont augmenté l'efficacité de séparation dans la désémulsification huile-dans-eau25. Les premières enquêtes sur les propriétés de transfert de chaleur et de masse des modules microfluidiques basés sur TPMS ont montré une amélioration significative par rapport aux géométries de membrane traditionnelles26,27,28. De plus, pour les échangeurs de gaz sanguins, un taux de transfert de gaz plus élevé par rapport à une conception à membrane à fibres creuses de pointe a été démontré expérimentalement29. Outre leur inter-connectivité et leur stabilité élevées, les TPMS peuvent également être utilisés pour créer des réseaux avec des gradients de porosité30,31,32. Bien que cela soit souvent appliqué dans le contexte de la préparation d'échafaudages cellulaires pour l'ingénierie tissulaire, des techniques similaires pourraient être appliquées pour manipuler la distribution du flux d'un fluide qui passe. L'intégration de TPMS dans des modules membranaires constitués d'un réseau d'éléments périodiques modifiables individuellement pourrait non seulement augmenter l'efficacité du module, mais également aider à améliorer les problèmes caractéristiques des thérapies transmembranaires extracorporelles.

Ici, nous présentons une nouvelle méthode de création de modules membranaires à base de TPMS pour améliorer la distribution du débit dans les poumons à membrane en utilisant une approche basée sur la perméabilité pour manipuler la forme de TPMS. Un schéma d'optimisation basé sur la simulation pour déterminer la distribution de la perméabilité à travers un module membranaire a été développé. Les résultats de ladite simulation ont ensuite été traduits en conception d'un prototype de module membranaire. Enfin, des prototypes de dispositifs ont été fabriqués et comparés à un dispositif pulmonaire à membrane contemporain à l'aide d'expériences in vitro pour valider à la fois les résultats de simulation et les géométries de membrane à base de TPMS.

Afin d'évaluer rigoureusement l'effet des nouvelles géométries de membrane localement modifiées sur la distribution du débit dans un poumon à membrane, un dispositif standard du marché a été choisi comme modèle comparatif. Le dispositif Novalung Interventional Lung Assist (iLA) (Xenios AG, Heilbronn, Allemagne) est souvent indiqué chez les patients présentant une acidose respiratoire consécutive à un syndrome de détresse respiratoire aiguë (SDRA)33. Il est approuvé pour des débits compris entre 0,5 et 4,5 L/min et il a été démontré qu'il maintient une chute de pression inférieure à 20 mmHg sur toute la plage de débit34. Cette faible résistance permet à l'iLA d'être utilisé dans des applications sans pompe pilotées par le gradient de pression artério-veineuse du patient et donc, à des débits relativement faibles35. Les applications à faible débit augmentent clairement le risque de formation de thrombus, soulignant l'importance d'une distribution homogène du débit dans le dispositif.

Le dispositif est constitué de deux antichambres d'écoulement identiques placées de part et d'autre d'un tapis de fibres empilé (Fig. 1a). Le faisceau de fibres constitue lui-même une zone d'échange de 1,3 m2 composée de fibres creuses de polyméthylpentène (PMP) empilées perpendiculairement les unes aux autres, formant un motif entrecroisé. Les diamètres intérieur et extérieur des fibres creuses PMP (OXYPLUS™, 3 M/Membrane, Wuppertal, Allemagne) sont respectivement de 200 µm et 380 µm. Une description plus détaillée de la disposition des fibres dans un tel faisceau de membranes à fibres creuses a été publiée ailleurs36. De ce fait, le faisceau de fibres présente deux perméabilités distinctes : dans le sens du courant, normale à chaque nappe de fibres ; et transversale, sur la longueur de l'un ou l'autre des ensembles de fibres. Le faisceau a une empreinte d'environ 100 × 100 mm2 et une épaisseur de 20 mm. Une plaque de diffuseur en polycarbonate de 2 mm d'épaisseur, contenant un motif hexagonal de trous de 4 mm, est placée de chaque côté du faisceau de fibres (Fig. 1c, d). L'entrée et la sortie sont directement opposées l'une à l'autre dans le coin inférieur de l'appareil (Fig. 1b). Dans le coin supérieur, l'orifice de désaération permet un amorçage facile de l'appareil lors de l'initiation du traitement. Bien que cela améliore la convivialité de l'appareil, cela favorise également une répartition inégale du débit pendant le fonctionnement. Alors que dans le coin inférieur, un raccourcissement du débit entre l'entrée et la sortie est très probable, dans le coin supérieur, le risque de stagnation du débit et de thrombose est élevé, en particulier dans des conditions de faible débit (< 1,5 L/min)37,38. En effet, les expériences initiales avec le dispositif iLA ont indiqué que les zones des chambres à circulation à débit faible ou stagnant étaient précisément les zones dans lesquelles la majorité des thrombus ont été trouvés34.

Un ventilateur à membrane iLA utilisé comme dispositif prédicat dans cette étude (a) Vue d'ensemble du dispositif prédicat. Notez l'entrée et la sortie opposées (b) le dispositif de prédicat ouvert (1) les orifices de désaération dans le coin supérieur (2) les antichambres (3) la sortie (4) l'entrée [les rectangles indiquent la position des images agrandies en (c) et (d)] (c) vue latérale agrandie (5) plaque distributrice avec trous équidistants (d) vue agrandie de la section entrée-sortie (6) plaques distributrices (7) faisceau de fibres creuses.

Le but de cette étude est de développer un prototype basé sur le TPMS basé sur le dispositif iLA, fournissant des conditions d'écoulement homogènes idéales. Dans des conditions d'écoulement non homogènes, les vitesses d'écoulement dans le sens du courant s'écartent sensiblement de la moyenne, appelée ici videal. En revanche, des conditions d'écoulement homogènes sont atteintes lorsque cet écart par rapport au vide devient nul.

L'approche présentée comprend plusieurs étapes de simulations de flux itératives et de post-traitement pour fabriquer de tels prototypes. Avant d'entrer dans les détails dans les sections suivantes, un aperçu de la façon dont le prototype a été conçu et construit est fourni ici (Fig. 2). Tout d'abord, des simulations de base du champ d'écoulement initial du dispositif prédicat ont été réalisées afin de fournir une base comparative pour les simulations de prototypes ultérieures. Le champ d'écoulement initial vinit a été simulé à l'aide d'un débit opérationnel (\({\dot{V}}_{op}\)) et d'une perméabilité uniforme (Kinit) du domaine du faisceau de fibres. Ensuite, des simulations d'éléments TPMS individuels ont été effectuées pour déterminer la plage réalisable de perméabilités des modules membranaires. Pratiquement, cela a été fait en déformant les géométries TPMS standard par un facteur multiplicatif « c », puis en simulant le flux à travers ces TPMS déformés. Les pertes de charge résultantes pour chaque géométrie ont été utilisées pour calculer la plage de perméabilités réalisables [Kmin ; Kmax], qui ont ensuite été utilisés pour informer les limites d'un processus d'optimisation. Dans ce processus, les vitesses d'écoulement à travers un module prototype ont été simulées, comparées à un scénario idéal, et utilisées pour mettre à jour la perméabilité ponctuelle 3D dans l'appareil pour la prochaine itération. En pratique, cela signifie que le schéma d'optimisation a manipulé la perméabilité ponctuelle dans les limites de [Kmin ; Kmax] en fonction de la différence entre la vitesse d'écoulement simulée à ce point et la vitesse d'écoulement idéale vide. Ce champ de perméabilité mis à jour et non uniforme Kopt(x,y,z) a ensuite été utilisé dans l'itération suivante, au lieu de Kinit. Ce processus itératif a été poursuivi pour un seul débit jusqu'à ce que les résultats de la simulation montrent une amélioration suffisante par rapport au dispositif prédicat. Ensuite, le dispositif prototype a été simulé à chacun des débits choisis pour le dispositif prédicat afin de permettre une comparaison et une analyse appropriées des résultats.

Flux de travail schématique utilisé dans cette étude pour remodeler un dispositif prédicat vers une distribution de flux optimisée basée sur des éléments de membrane TPMS. Dans la conception et la fabrication ultérieures, la relation géométrique des éléments TPMS et leur perméabilité KTPMS(c) est utilisée pour la traduction du champ de perméabilité optimisé Kopt en modèles TPMS réels. Les surfaces individuelles sont ensuite assemblées en un réseau et préparées pour l'impression 3D.

À ce stade, le jeu de données 3D représentant la perméabilité ponctuelle Kopt(x,y,z) a été exporté et traduit en données CAO. Ces informations de perméabilité définies dans l'espace devaient être traduites en données de géométrie TPMS qui pourraient ensuite être utilisées pour créer des prototypes de modules membranaires qui présenteraient les perméabilités locales prescrites et pourraient être imprimés à l'aide de méthodes de prototypage rapide. La relation entre la géométrie des éléments TPMS et leur perméabilité, KTPMS(c), a été utilisée pour ce faire. Un corpus de fichiers STL a été créé représentant les éléments TPMS qui seraient nécessaires pour créer le module membranaire prescrit. Ces fichiers STL ont ensuite été combinés, post-traités et préparés pour l'impression 3D. Les modules membranaires ont été imprimés en 3D et assemblés avec des composants périphériques dans le dispositif prototype, qui a ensuite été utilisé pour des tests sur banc.

La figure 3a montre les résultats du schéma d'optimisation sous la forme du champ de perméabilité dans le sens du courant après 176 itérations. Plusieurs facteurs ont été pris en compte pour parvenir à cette décision. Après 176 itérations, la composante dans le sens du courant de la distribution de vitesse a montré une amélioration significative par rapport au dispositif de prédicat en termes d'homogénéité des vitesses d'écoulement (visible sur la Fig. 4 sous forme de boîte à moustaches à 1 L/min). De plus, la fraction volumique du module avec des vitesses d'écoulement inférieures à 3 mm/s s'est stabilisée, ce qui implique une absence d'amélioration supplémentaire possible. Mis à part deux petites zones de perméabilités élevées directement voisines de l'endroit où le flux est entré dans le module membranaire, le module global présentait un gradient de perméabilité faible à élevée à mesure que l'on s'éloigne de l'entrée (Fig. 3a). Les données de perméabilité traduites dans un module membranaire sont représentées sur la figure 3b. Le prototype final est illustré à la Fig. 3c.

Étapes de concrétisation du module membranaire à base de TPMS avec des perméabilités modifiées localement. (a) Champ de perméabilité simulé, (b) Prototype STL après traduction de la perméabilité en éléments TPMS Schwarz-P (SWP), y compris le cadre supplémentaire, (c) Module de membrane imprimé en 3D. La direction d'écoulement dans toutes les images est dans la direction y positive.

Graphiques en boîte et moustaches des vitesses d'écoulement dans le sens du courant dans les modules membranaires des dispositifs prédicats et prototypes. Les lignes médianes indiquent la valeur médiane, les cases couvrent le 25e au 75e centile et les moustaches indiquent le minimum et le maximum. Les valeurs au-dessus des tracés du prédicat et du prototype final indiquent la plage de vitesse entre les moustaches supérieure et inférieure.

La figure 4 compare les composants de vitesse dans le sens de l'écoulement à travers les modules à membrane à chaque débit simulé. Les lignes médianes de chaque case représentent la vitesse médiane, les cases s'étendent jusqu'aux 25e et 75e centiles et les lignes les plus à l'extérieur représentent la plage des points de données les plus extrêmes. À un débit de 1 L/min, point de conception pour l'optimisation itérative, la plage du prototype a été réduite avec succès à 0,47 mm/s contre 1,48 mm/s. Sur toute la plage de débit, la plage entre les vitesses maximales et minimales dans le module prédicat variait entre 0,63 mm/s pour le débit le plus faible et 4,52 mm/s pour le deuxième débit le plus élevé. Dans le module prototype simulé, cette plage était de 0,13 mm/s pour le débit le plus faible et de 4,86 ​​mm/s pour le débit le plus élevé. Comme dans le module de prédicat, la plage entre les vitesses maximales et minimales dans le prototype augmentait de manière constante avec l'augmentation du débit, sauf pour le débit le plus élevé. Au débit le plus élevé, une diminution est observée. La plage de vitesses d'écoulement était plus étroite dans le dispositif prototype final que dans le prédicat à tous les débits inférieurs à 4 000 mL/min. À 4 000 mL/min, les deux appareils ont obtenu des performances égales, et à 4 500 mL/min, l'appareil prédicat a créé une plage de vitesses d'écoulement légèrement plus étroite. De plus, les vitesses médianes dans le prototype étaient systématiquement supérieures à celles du prédicat, car la porosité volumique du prototype (0,5) était légèrement supérieure à la porosité du prédicat (0,493).

Bien que ces vitesses puissent être directement quantifiées dans les simulations, les conditions réelles ont empêché l'observation du flux dans le faisceau de fibres. Au lieu de cela, le temps de séjour du fluide dans le dispositif a été mesuré comme un analogue de la vitesse d'écoulement. La figure 5 montre (a) les temps de séjour minimum, moyen et maximum simulés et (b) expérimentaux des dispositifs prédicats et prototypes à chaque débit. Dans les simulations de prédicat et de prototype, la plage entre les temps de séjour minimum et maximum diminuait constamment à mesure que le débit augmentait. Cependant, ces plages étaient systématiquement plus petites dans le dispositif prototype. Alors que la valeur moyenne du prototype est légèrement supérieure à chaque débit, la plage entre la valeur minimale et la valeur maximale est plus étroite sur toute la plage testée.

Temps de séjour représentés comme valeur moyenne avec durée minimale et maximale : (a) calculés par simulation et (b) mesurés expérimentalement.

Les temps de séjour moyens expérimentaux du prototype sont en revanche tous inférieurs à ceux du prédicat. La plage de temps de séjour du prototype est également plus étroite que celle du prédicat. La durée entre les temps de séjour minimum et maximum pour le dispositif prédicat variait de 15,59 s au débit le plus bas à 2,3 s au débit le plus élevé, et les durées diminuaient constamment à mesure que le débit augmentait. Pour le dispositif prototype, les durées s'étendaient de 8,35 à 1,64 s, mais ici une diminution constante par rapport à l'augmentation du débit n'a pas été observée. La durée la plus longue s'est produite au débit de 1 L/min, et la durée la plus courte a été observée à 4 L/min. Alors que les temps de séjour minimum et moyen pour le prototype diminuaient constamment avec l'augmentation du débit, le temps de séjour maximum était légèrement plus erratique.

Cette étude suggère une approche pratique basée sur la propriété unique d'un réseau membranaire à base de TPMS avec modification élément par élément de la perméabilité locale pour obtenir une distribution de flux homogène globale dans un poumon à membrane. Dans l'ensemble, les performances basées sur la simulation du dispositif prototype final témoignent de la validité du schéma d'optimisation. La figure 4 montre que l'exécution du schéma d'optimisation à un point de conception (1 L/min) a conduit à un module qui a obtenu de meilleurs résultats que le prédicat à plusieurs autres points de conception. Un module modifié pour un certain débit ne réduisait pas son efficacité pour un autre. Cependant, on peut également voir dans les résultats de simulation que l'amélioration relative par rapport au prédicat diminue à mesure que le débit augmente, au point où le dispositif prédicat dépasse légèrement le prototype final au débit le plus élevé. Par conséquent, on pourrait suggérer que le schéma d'optimisation appliqué ici n'est pas indépendant du débit.

Le module membranaire à base de TPMS avec des perméabilités modifiées localement a atteint une plage plus étroite de vitesses d'écoulement minimales et maximales dans le module membranaire. Cela signifie qu'en égalisant ces vitesses, l'écoulement dans les zones de stagnation a été augmenté et l'écoulement dans les régimes à haut flux a été réduit. L'amélioration de l'homogénéité du flux est largement discutée dans la littérature et promet de surmonter deux problèmes caractéristiques de la thérapie ECMO : l'échange de gaz inefficace et la thrombose membranaire. Par conséquent, l'objectif de cette étude était l'exploration d'une stratégie systématique vers une conception répondant à ces exigences. Cependant, la validité de ces promesses en ce qui concerne le risque thrombotique et les échanges gazeux reste encore à prouver expérimentalement. Pour une étude de l'efficacité de l'homogénéisation du flux sur le transfert de gaz, un module basé sur cette conception doit être développé qui est capable d'échange de gaz. De plus, l'étude de l'efficacité de l'homogénéisation des flux sur le risque thrombotique nécessite un module prototype développé selon les standards industriels utilisés pour le prédicat. Les différences dans le choix du matériel, la stérilisation et les procédés de fabrication peuvent affecter le risque thrombotique. L'étalon-or actuel pour l'évaluation du risque thrombotique dans les poumons à membrane sont les essais sur les animaux en raison du manque de méthodes de test in vitro fiables. Les tests sur les animaux, cependant, sont en soi très complexes et doivent être effectués plusieurs fois pour permettre une déclaration fiable en raison de la variance biologique potentiellement élevée et de la large bande passante des influences potentielles.

Dans les résultats de simulation, le dispositif prototype a constamment montré une perte de pression réduite par rapport au prédicat (prédicat : 0,9 mmHg à 500 mL/min jusqu'à 17,6 mmHg à 4 500 mL/min ; prototype : 0,76 mmHg à 500 mL/min jusqu'à 13,62 mmHg à 4500 mL/min). Cela peut être attribué à la suppression des plaques de distribution et à l'augmentation générale de la perméabilité dans le prototype final. La perméabilité médiane dans le sens du courant du dispositif prototype final était de 2,41e-9 m2, contre 10,88e-10 m2 pour le dispositif prédicat. Cependant, ces résultats n'ont pas été reflétés dans les expériences de paillasse. Là, le dispositif prédicat présentait encore une perte de pression légèrement inférieure à tous les débits (prédicat : 1 mmHg à 500 mL/min jusqu'à 21 mmHg à 4 500 mL/min ; prototype : 3 mmHg à 500 mL/min jusqu'à 31 mmHg à 4500 mL/min). C'est peut-être le résultat de la qualité de l'impression 3D. En raison de la limite de résolution de la machine utilisée, chaque élément individuel était légèrement plus grand que celui prescrit dans le modèle CAO. Cet élargissement global se traduirait par une plus grande résistance à l'écoulement dans tout le faisceau, augmentant ainsi la perte de charge.

Dans les résultats de simulation, le prototype final a également conduit à une bande de temps de séjour plus étroite pour tous les points de conception par rapport au dispositif prédicat. Les résultats expérimentaux ont confirmé l'amélioration des temps de séjour au sein du dispositif prototype à tous les débits. Cependant, bien que les résultats de simulation reflètent qualitativement les tendances observées dans la réalité, ils surestiment les valeurs absolues de tous les temps de séjour et sous-estiment la gamme des temps de séjour. Cela pourrait être dû à des décisions concernant les valeurs seuils pour déterminer les temps de séjour réels (par exemple, choisir 95 % au lieu de 99 % pour le seuil de temps de séjour maximal), mais cela est très probablement dû à la simplification du domaine membranaire dans le CFD. simulations. De plus, alors que les temps de séjour moyens du dispositif prédicat se situent approximativement à mi-chemin entre les valeurs minimale et maximale, les temps de séjour moyens du prototype sont presque identiques au minimum. Cela pourrait être le résultat d'un certain nombre de facteurs différents. Premièrement, il se peut simplement qu'une trop grande partie du flux ait été dérivée à travers le dispositif prototype, ce qui signifie que le plus grand bol d'encre unique qui passe par le deuxième capteur de couleur est également le premier. D'autre part, cela pourrait également être causé par les imprécisions d'impression 3D susmentionnées.

Les améliorations observées ont été obtenues sans aucune structure de guidage de flux supplémentaire. En ne changeant que ce qui serait la membrane d'échange de gaz dans le dispositif, non seulement la distribution du débit pourrait être améliorée par rapport aux dispositifs modernes, mais l'hémocompatibilité globale du dispositif pourrait être nettement améliorée en réduisant les surfaces étrangères présentées aux cellules sanguines. Les deux plaques de distribution représentent une surface totale d'env. 17 000 mm2 dans un appareil dont la surface non membranaire est d'env. 20 000 mm2 (sans tenir compte des tubes menant à l'appareil ou de la surface du matériau d'enrobage). En outre, les zones directement derrière les plaques de diffuseur sont des zones principales pour la recirculation du flux et la formation de thrombus. Le retrait des plaques représente une diminution de 85 % de la surface étrangère non membranaire et, par conséquent, était un objectif de conception pour le dispositif prototype. Malgré les améliorations apportées aux revêtements de surface utilisés dans les circuits extracorporels39, la réduction de l'exposition aux surfaces étrangères restera un objectif de conception clair pour les dispositifs extracorporels. De nouvelles approches telles que celles présentées ici représentent une méthode prometteuse d'utilisation d'un composant essentiel à la fonction (la membrane d'échange) pour remplir des fonctions auxiliaires supplémentaires, réduisant ainsi le nombre de composants.

Lors de l'intégration de géométries TPMS en tant qu'éléments de membrane, il convient de tenir compte de la taille requise pour les éléments individuels afin d'obtenir un échange de masse approprié. Alors que le prototype présenté ici ne consistait qu'en ce qui serait le canal sanguin, il est important de considérer la surface globale du dispositif pour les futures membranes. Avec la taille donnée des éléments SWP et les dimensions extérieures correspondant à celles de l'iLA, le prototype possédait une zone d'échange potentielle d'environ 0,52 m2, contre 1,3 m2 pour l'iLA. Une stratégie pour augmenter la surface spécifique au volume du prototype serait d'utiliser des éléments TPMS plus petits, mais ici on se heurte rapidement à des limitations techniques en termes de fabricabilité. Par exemple, afin d'obtenir la même surface spécifique au volume d'une fibre creuse de 380 µm, la boîte englobante d'un élément TPMS individuel devrait être inférieure à 0,6 mm dans chaque dimension. Alors que certaines techniques avancées de fabrication additive peuvent certainement créer des géométries aussi petites, la capacité de produire avec précision des structures aussi fines à des volumes de construction aussi importants nécessaires pour un prototype entier est fermement en dehors des capacités des technologies modernes20. À cet égard, les techniques de fabrication additive devront évoluer pour permettre la fabrication de la conception suggérée à partir de cette étude en tant qu'échangeur de gaz fonctionnel comprenant un compartiment à gaz utilisant des matériaux hémocompatibles.

Il est important de noter que les travaux portent ici sur un seul TPMS, la surface Schwarz-P. Au cours des enquêtes préliminaires, il a été déterminé que les perméabilités du Schwarz-D et du Schoen-G ne pouvaient pas varier suffisamment largement pour justifier des tests supplémentaires avec la méthode présentée ici. Pour clarifier, le rapport de perméabilité dans le sens du courant entre les variantes les plus occluses et les plus perméables des surfaces Schwarz-P dans une taille d'élément donnée était d'environ 100, alors que pour les surfaces Schwarz-D et Schoen-G, ce rapport était d'environ 5 et 2, respectivement . Cependant, il existe des stratégies pour hybrider ces différents TPMS au cas où cela pourrait être bénéfique pour les performances de transfert de gaz32.

La méthode ici est décrite comme une "approche basée sur la perméabilité" car la perméabilité des éléments a été modifiée sans affecter la porosité globale de tout élément. Cela présente des différences nouvelles et peut-être avantageuses lorsqu'elles sont maintenues contre des échafaudages à porosité graduée, où le décalage de niveau constant de l'équation implicite est manipulé. Dans ces procédés, la perméabilité des procédés résultants peut également être manipulée, mais les perméabilités longitudinale et transversale de l'élément restent égales. Cependant, si les éléments directement entre l'entrée et la sortie des dispositifs devaient avoir des perméabilités transversales et dans le sens du courant égales, le mouvement latéral à travers les modules pourrait être considérablement entravé, ce qui pourrait entraver la capacité du dispositif à laver les parties extérieures du module. En effet, le maintien constant du volume global de l'élément signifie que toute diminution de la perméabilité longitudinale doit conduire à une augmentation de la perméabilité transversale.

Ici, nous avons prouvé comme hypothèse que la modification locale de la perméabilité pourrait diriger le flux à l'échelle microscopique vers une distribution globale du flux totalement homogène. Ceci a été réalisé en remodelant un poumon à membrane contemporain avec des positions d'entrée et de sortie désavantageuses (du point de vue de la mécanique des fluides). Un objectif pour les études futures devrait être d'étudier dans quelle mesure un chemin d'écoulement peut être influencé ou même redirigé par des variations locales microscopiques. Cela permettrait la conception de voies d'écoulement à travers un module à membrane basé sur TPMS sans aucune restriction due à la position d'entrée et de sortie. De plus, les méthodes de définition de nouveaux TPMS font l'objet de recherches en cours. Les méthodes implicites de modélisation de surface ont permis la création de surfaces minimales qui n'étaient pas périodiques dans le système de coordonnées cartésiennes mais plutôt dans un système de coordonnées tétraédriques et se sont avérées plus fiables pour reproduire des structures complexes sans avoir besoin de techniques de cartographie complexes40. De telles surfaces pourraient présenter des avantages lors de la conception de modules qui ne se conforment pas à des géométries très régulières comme celles utilisées dans les oxygénateurs modernes, voire en tenant compte des contours des organes naturels41. L'indépendance des positions d'entrée et de sortie et la possibilité de remplir efficacement les vides en forme d'organe avec des structures TPMS représenteraient des étapes considérables vers un poumon artificiel implantable41,42,43.

Malgré l'établissement et l'application réussis d'une approche pratique visant à améliorer la distribution du débit dans un poumon à membrane, cette étude présente plusieurs limites. Tout au long du flux de travail du modèle de calcul au module du monde réel, il existe plusieurs processus de "traduction" qui pourraient cumulativement expliquer l'écart des résultats in vitro par rapport aux résultats de simulation. Tout d'abord, il ne faut pas supposer que les résultats de la simulation eux-mêmes étaient tout à fait exacts. La nature de la modélisation du domaine poreux et le fait de s'appuyer sur des points de surveillance définis par l'utilisateur sur les résidus de simulation introduisent un certain doute dans l'exactitude des résultats. Deuxièmement, la traduction des données de perméabilité 3D relativement continues en une collection d'éléments de module TPMS discrets entraîne une certaine quantité de sous-échantillonnage et d'interpolation de la perméabilité. Même si les perméabilités dans une région de 3 mm × 3 mm × 3 mm peuvent différer les unes des autres, la valeur moyenne a été calculée et attribuée à un seul élément qui a ensuite défini la perméabilité dans tout le bloc. Troisièmement, les connexions entre les éléments TPMS individuels représentent des régions où la perméabilité n'a pas été validée par simulation. Même si la différence de perméabilité entre les éléments voisins était souvent infime, les transitions entre les éléments de différentes tailles pourraient en effet avoir introduit des modèles d'écoulement imprévus à travers le module qui ont eu un effet sur les performances globales de l'appareil. Enfin, et peut-être le plus critique, la forme résultante des éléments individuels dépend évidemment toujours de la résolution du processus d'impression 3D.

Dans l'ensemble, le schéma d'optimisation basé sur la simulation présenté ici a été efficace pour créer une conception qui a bien fonctionné dans les expériences de paillasse. Des éléments TPMS de formes et de tailles variées pouvaient être facilement combinés pour construire un module prototype contenant différentes perméabilités dans le sens du courant et dans le sens transversal. Un flux de travail simple a été développé grâce auquel des distributions variables de perméabilités dans un domaine de simulation pourraient être établies et automatiquement mises à jour vers une conception de dispositif. Les résultats de ce flux de travail ont été traduits avec précision en prototypes de modèles CAO au moyen de scripts auto-développés. Bien que de nouvelles avancées dans les technologies de fabrication soient nécessaires pour traduire efficacement les conceptions basées sur la simulation en dispositifs précis du monde réel, le prototype ici a bien fonctionné par rapport à un prédicat standard de l'industrie. Sur la base des métriques présentées, notre prototype a montré une distribution améliorée du débit dans tout le module membranaire. Ce travail soutient l'idée que les TPMS sont un outil prometteur pour les progrès de la technologie des membranes, et les travaux futurs montreront dans quelle mesure leur intégration peut conduire à un transfert de masse plus sûr et plus efficace dans les dispositifs médicaux.

Toutes les simulations ont été exécutées à l'aide d'Ansys CFX 19.0 (Ansys, Inc, Canonsburg, PA, USA). Les domaines de simulation ont été isolés des modèles CAO à l'aide d'Ansys SpaceClaim, et tous les maillages de calcul ont été créés à l'aide d'Ansys Meshing.

La déformation des éléments TPMS individuels a facilité le contrôle de la perméabilité locale dans le module membranaire. Dans cette étude, la forme Schwarz-P (SWP) a été utilisée. La surface FSWP d'un seul élément SWP est décrite par l'équation implicite suivante :

Dans des conditions normales, les coefficients de chacun des termes cosinus de la fonction implicite SWP sont égaux à 1. L'augmentation du coefficient précédant un terme cosinus pour un axe particulier diminue la plus petite section transversale pour le fluide circulant autour de l'élément le long de ce même axe . Cependant, le volume global à l'intérieur de la cellule unitaire entourée par la surface reste le même, donc la porosité volumique de l'élément reste la même.

L'élément SWP a été simulé pour déterminer la perméabilité de Darcy pour plusieurs géométries. La simulation a été configurée pour reproduire la procédure expérimentale décrite dans Schlanstein et al.36. Les faibles débits ont été répartis sur des modules théoriques créés par des conditions aux limites périodiques en translation, et la perte de charge a été calculée sur l'épaisseur d'une couche du module. Lors du post-traitement ultérieur, les perméabilités dans le sens de l'écoulement et transversales ont été calculées pour la géométrie standard ainsi que pour les géométries SWP "la plus perméable" (c = 0,1) et "la plus occluse" (c = 1,9), illustrées à la Fig. 6. Le degré d'occlusion (ou inversement, la section disponible) au flux détermine la perméabilité de l'élément. Par exemple, pour la géométrie SWP dans le sens du courant la plus perméable, une surface de section transversale plus élevée pour l'écoulement est disponible associée à des pertes de pression plus faibles que pour la configuration dans le sens du courant la plus occluse.

Données de perméabilité SWP simulées : (a) Perméabilité dans le sens du flux en fonction du cosinus. Les lignes pointillées montrent des courbes de corrélation quadratiques entre la valeur du coefficient 'c' du terme de fonction implicite et la perméabilité qui en résulte. Les images à côté du graphique donnent une impression des éléments SWP non déformés (c = 1,0) et déformés. Les lignes de courant indiquent la direction d'écoulement dans le sens du courant. (b) Relation entre la perméabilité longitudinale et transversale. Les lignes pointillées montrent des courbes de corrélation linéaires. Les images à côté du graphique donnent une impression des éléments SWP non déformés (c = 1,0) et déformés. Les lignes de courant indiquent la direction d'écoulement transversale.

Pour obtenir une large gamme de perméabilité admissible, une combinaison d'éléments SWP de 1 mm et 3 mm a été conçue pour le faisceau. La figure 6a montre la gamme de perméabilités dans le sens du courant qui étaient réalisables avec les deux tailles d'élément pour les différents états de déformation. La relation entre les perméabilités longitudinale et transversale des éléments de 1 mm et 3 mm peut être vue sur la figure 6b. La régression linéaire a été utilisée dans le schéma d'optimisation. Comme l'intention de conception était de faciliter autant d'éléments de 1 mm dans le module que possible, la valeur seuil pour la décision d'utiliser des éléments de 3 mm au lieu d'éléments de 1 mm a été fixée à la limite supérieure de la plage de perméabilité dans le sens du courant des éléments de 1 mm ( 8,68e−9 m2).

Une géométrie correspondant à celle du Novalung Interventional Lung Assist (iLA) a été simulée pour établir une ligne de base comparative. La géométrie de simulation a été créée dans Creo Parametric 4.0 (PTC, Boston, MA, USA). Toutes les dimensions de la géométrie ont été mesurées sur un appareil iLA démonté (Fig. 1b). Le faisceau de fibres a été modélisé comme un domaine poreux avec une porosité constante de 0,493 et ​​une perméabilité anisotrope. La perméabilité dans le sens du courant a été fixée à 10,88e-10 m2 et la perméabilité transversale à 7,71e-10 m2 conformément aux données précédemment rapportées pour les perméabilités des tapis de fibres empilés36.

Le domaine de calcul du dispositif prototype basé sur TPMS était identique à celui du dispositif prédicat, à l'exception de la suppression des plaques de distribution et de l'élargissement du module à membrane pour occuper l'espace vide résultant. Le retrait des plaques de distribution signifiait également qu'une condition aux limites symétrique pouvait être supposée le long du plan diagonal de bas en haut du dispositif prototype, réduisant ainsi l'effort de calcul. Le sang a été modélisé comme un fluide newtonien avec une densité de 1059 kg/m3 et une viscosité dynamique de 3,6 mPas. Des débits de 0,5, 1, 2, 3, 4 et 4,5 L/min ont été testés, correspondant à la plage de débits pour lesquels l'iLA est cliniquement approuvé.

Avec la gamme de perméabilités réalisables en main, l'objectif du schéma d'optimisation itératif était alors de déterminer comment ces perméabilités devraient être distribuées dans le domaine poreux afin de répartir de manière satisfaisante le flux sanguin dans tout le module, créant un champ d'écoulement optimisé. Un champ d'écoulement optimisé dans ce contexte signifiait un champ d'écoulement avec des vitesses d'écoulement homogènes. Concrètement, entre deux itérations, l'algorithme d'optimisation abaisserait la perméabilité à chaque point du faisceau de fibres où la vitesse est trop élevée et augmenterait la perméabilité à chaque point où la vitesse est trop faible. Ce processus itératif a été arrêté une fois que la différence entre la vitesse variable vy et la vitesse idéale videal était suffisamment faible ou que la variation de la différence entre deux itérations consécutives a stagné. Cela signifiait que le flux de travail de simulation devait (a) prescrire la valeur de la perméabilité dans le sens du courant et transversale sur le domaine poreux en fonction des données fournies par l'itération précédente, (b) calculer la valeur souhaitable de la perméabilité dans le sens du courant en fonction de l'écart du réel vers le flux souhaité, et (c) répéter, en utilisant les valeurs de perméabilité mises à jour comme données fournies à l'étape (a).

Après avoir trouvé une solution de simulation pour l'itération donnée, une fonction de correction a été définie qui a déterminé la nouvelle valeur de perméabilité ponctuelle à utiliser pour l'itération suivante. La fonction de correction a pris la forme d'une fonction tangente hyperbolique :

où Knew est la perméabilité dans le sens du courant pour l'itération suivante, Kold celle de l'itération en cours, videal est la vitesse d'écoulement idéale dans la direction du courant, vy est la vitesse d'écoulement dans le sens du courant dans l'itération en cours, et p est une constante utilisée pour ajuster le taux de changer entre les itérations. Un débit de 1 L/min a été utilisé pour toutes les itérations du processus d'optimisation. Le module membranaire du dispositif prototype, comme celui de l'iLA, avait une empreinte de 100 mm × 100 mm. En tenant compte de la porosité volumique des éléments SWP (0,5), cela a donné une vitesse moyenne de zone vide de 3,33 mm/s. Initialement fixée à 150, cette constante p a été lentement réduite à 1 au fur et à mesure du processus itératif afin d'équilibrer la progression rapide vers le résultat idéal avec une plus grande précision une fois que la solution donnée s'est approchée de l'idéal.

En général, il est utile d'établir des conditions initiales significatives pour la distribution de la perméabilité a priori afin d'améliorer la convergence. Ici, une matrice de perméabilité 3D a été utilisée pour définir la perméabilité dans le sens du courant Kinit à chaque point du maillage de calcul sur la base de l'équation suivante :

où rcorner (m) est la distance depuis le coin inférieur. La perméabilité transversale dépendante a ensuite été définie à partir de la perméabilité longitudinale (voir Fig. 6b).

Une fois le processus d'optimisation effectué, une matrice 3D de valeurs de perméabilité ponctuelles a été obtenue avec la résolution spatiale du maillage informatique. Ces perméabilités simulées ont été interpolées dans Matlab (version 2019a, MathWorks, Natick, MA, USA) afin qu'une valeur de perméabilité puisse être obtenue pour une valeur en tout point du domaine spatial, pas simplement les points du maillage informatique. De manière itérative, une région de 3 mm × 3 mm × 3 mm a été interrogée. Si la valeur moyenne des perméabilités dans cette région était supérieure au seuil de perméabilité entre les éléments de 1 et 3 mm (8,68e−9 m2), l'équation de régression quadratique pour les perméabilités des éléments de 3 mm a été utilisée pour déterminer quel coefficient pour le terme cosinus dans l'équation implicite SWP a été utilisée pour produire cette perméabilité. Alternativement, si la perméabilité moyenne tombait en dessous de la valeur seuil, une grille cubique de neuf éléments de 1 mm a été créée, en utilisant à la place l'équation de régression pour les éléments de 1 mm. Un maillage STL pour chaque élément a été créé (Fig. 7a, e) en utilisant son coefficient de cosinus calculé (Fig. 7b, f). En l'état, les éléments SWP avec des valeurs de coefficient ou des tailles disparates ne s'emboîteraient pas à leur interface. Par conséquent, dans le premier et le dernier huitième de la longueur de l'élément dans chaque direction, une transition a été définie qui a ajusté le coefficient de cosinus et la taille de l'élément actuel pour correspondre à ceux de l'élément voisin (Fig. 7c, g). Si un élément n'était pas connecté à un autre élément dans une certaine direction, la surface SWP a été modifiée pour inclure une face scellant l'élément dans cette direction (Fig. 7d, h). Les maillages de surface SWP ont ensuite été exportés sous forme de fichiers STL. Ceci a été répété pour chaque élément qui constituerait le module membranaire.

Création et manipulation pas à pas d'un seul élément SWP. Deux scénarios sont représentés : (a–d) montrent un élément SWP avec une cellule unitaire voisine de même taille et (e–h) montrent un élément SWP avec une cellule unitaire voisine de taille différente. Pour les deux scénarios, les étapes suivantes sont décrites : (a, e) création initiale d'un élément SWP non déformé (b, f) distorsion de l'élément SWP (c, g) ajustement progressif des interfaces de connexion de chaque élément SWP pour correspondre aux coefficients voisins (si nécessaire, développer pour correspondre à des voisins plus grands) (d, h) remplissage du trou d'interface, s'il n'existe aucun voisin.

Parallèlement aux fichiers STL individuels, les coordonnées x, y et z ainsi que la taille de chaque élément ont été enregistrées. Ces informations ont ensuite été utilisées pour importer les fichiers STL dans un projet 3-matic (Materialise NV, Louvain, Belgique). Après traduction et mise à l'échelle de chaque fichier STL, les éléments individuels ont été fusionnés dans le module de membrane complet. En raison de restrictions concernant la taille de fichier des données résultantes, les capacités de remaillage adaptatif de 3-matic ont été utilisées pour réduire la complexité du maillage avant d'exporter le fichier STL terminé.

Une fois la préparation des fichiers CAO terminée, la fabrication des composants individuels et l'assemblage du dispositif prototype à des fins de faisabilité et de validation ont pu commencer. Afin d'atteindre les hautes résolutions spatiales requises pour modéliser les éléments SWP, une technique d'impression 3D basée sur la stéréolithographie a été utilisée pour créer les modules membranaires (Materialise GmbH, Louvain, Belgique). Une fois l'impression terminée, la résine restante a été lavée de la structure par une combinaison d'air sous pression, un bref trempage dans une solution à 50 % d'isopropanol/eau et une centrifugation. Les antichambres d'écoulement de chaque côté du module membranaire ont été fabriquées à l'aide d'une technique d'impression 3D par projection de matériau (Objet 350 Connex3, Stratasys Ltd., Eden Prairie, États-Unis) et du matériau VeroClear.

Hormis la suppression des plaques de diffusion et l'épaississement conséquent du module membranaire à 24 mm pour accueillir l'espace vide, le dispositif prototype est resté identique au prédicat.

Afin de valider les résultats de la simulation ainsi que de fournir une comparaison dans le monde réel entre les dispositifs prédicats et prototypes, une série de tests de lessivage a été menée. Pour les tests, les dispositifs prédicats et prototypes ont été mesurés aux mêmes débits que ceux simulés. Un circuit d'écoulement a été conçu pour déterminer les temps de séjour des fluides dans chaque dispositif à différents débits (Fig. 8). Le circuit principal se compose d'un réservoir de glycérol contenant un mélange eau-glycérol transparent, d'une pompe (deltastream DP 2, Xenios AG, Heilbronn, Allemagne) et du module de test. Un bras latéral supplémentaire relié à ce circuit devant le module de test comprenant un réservoir à solution colorante (solution eau-glycérol ayant les mêmes propriétés visqueuses que le fluide calorigène) et comprenant le même type de pompe fonctionnant au même point de fonctionnement. Derrière le module de test, un autre bras latéral mène à un réservoir de déchets réglé au même niveau hydrostatique que le réservoir avec la solution de glycérol. Une série de pinces magnétiques pour tubes (Fluid Concept GmbH, Stutensee, Allemagne) ont été positionnées sur chaque branche de tubulure comme illustré sur la Fig. 8. Initialement, la solution transparente de glycérol circulait en boucle fermée (état des pinces magnétiques pour tubes pendant la phase de circulation ' : 1 = fermé, 2 = ouvert, 3 = ouvert et 4 = fermé). Les pinces à tubes magnétiques étaient contrôlées à distance de manière à ce que l'encre puisse être injectée pendant une durée prescrite (état des pinces à tubes magnétiques pendant la «phase d'injection» : 1 = ouvert, 2 = fermé, 3 = fermé et 4 = ouvert). Lors de la phase de mesure, le fluide pollué était envoyé vers le réservoir à déchets pour garder transparent le fluide restant (état des pinces magnétiques du tube 1 = fermé, 2 = ouvert, 3 = fermé et 4 = ouvert). Une fois l'encre injectée, le flux normal a repris. Des capteurs de couleur photométriques (TCS34725, Taos, Inc., Plano, TX, USA) ont été utilisés pour surveiller le flux du bolus d'encre injecté dans et hors du module. Les lectures du capteur photométrique ont été enregistrées en continu pour une analyse ultérieure, et le débit a été surveillé avec une sonde de débit à ultrasons (Transonic Systems Inc., Ithaca, NY, USA). Une fois que le fluide coloré sans résidu a quitté le circuit, les pinces magnétiques du tube ont été réinitialisées à la phase de circulation initiale.

Schéma du circuit de test de lavage.

Avant le test, les capteurs de couleur photométriques ont été calibrés avec une série de dilutions encre-eau/glycérol pour obtenir une courbe de concentration. De plus, il a été démontré que le débit restait constant pendant le temps où l'encre s'écoulait à travers le module, par conséquent, le débit massique d'encre pouvait être calculé. À partir de là, des valeurs seuils ont été définies pour les temps de séjour minimum, moyen et maximum. Le temps de séjour minimum a été défini comme le temps entre le moment où 1 % de la masse totale de colorant a traversé chaque capteur, le temps de séjour moyen comme le temps entre le passage de la plus grande quantité d'encre et le temps de séjour maximum comme le temps entre le moment où 95 % avait dépassé chaque capteur.

Les dispositifs prédicats et prototypes ont été mesurés aux mêmes débits que ceux simulés. Tous les tests ont été effectués avec un mélange eau/glycérol η = 3,78 ± 0,13 mPas (n = 5 mesures à 0,01–10 Pa, testées via le rhéomètre MCR502, Anton Paar GmbH, Graz, Autriche).

Cet article ne contient aucune étude sur des sujets humains ou animaux réalisée par l'un des auteurs.

Aucun ensemble de données n'a été généré ou analysé au cours de l'étude actuelle.

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Yoo, D.-J. Algorithme avancé de génération d'images de projection pour la fabrication d'un échafaudage tissulaire à l'aide d'un champ de distance volumétrique. Int. J. Précis. Ing. Fab. 15, 2117-2126 (2014).

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Les travaux en cours ont été financés par la Fondation allemande pour la recherche DFG (numéro de projet 347368182).

Financement Open Access activé et organisé par Projekt DEAL.

Ces auteurs ont contribué à parts égales : Sebastian Victor Jansen et Jutta Arens.

Département de génie cardiovasculaire, Institut de génie médical appliqué, Institut Helmholtz, Université RWTH Aachen, Pauwelsstr. 20, 52074, Aix-la-Chapelle, Allemagne

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

Chaire de génie des procédés chimiques, RWTH Aachen University, Forckenbeckstr. 51, 52074, Aix-la-Chapelle, Allemagne

Patrick Bongartz et Matthias Wessling

DWI-Institut Leibniz pour les matériaux interactifs, RWTH Aachen University, Forckenbeckstr. 50, 52074, Aix-la-Chapelle, Allemagne

Matthias Wesling

Département de pneumologie et de médecine de soins intensifs internes, Clinique médicale V, Hôpital universitaire RWTH d'Aix-la-Chapelle, Pauwelsstr. 30, 52074, Aix-la-Chapelle, Allemagne

Christian Cornelissen

Institut d'ingénierie médicale appliquée, Institut Helmholtz, Université RWTH d'Aix-la-Chapelle, Pauwelsstr. 20, 52074, Aix-la-Chapelle, Allemagne

Thomas Schmitz Rode

Chaire d'ingénierie des technologies de soutien des organes, Département de génie biomécanique, Faculté d'ingénierie, Université technologique de Twente, Enschede, Pays-Bas

Jutta Arens

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FH a participé à la conceptualisation, à l'analyse formelle, à l'investigation, à la méthodologie, à la visualisation et à l'écriture - ébauche originale ; MH a contribué à l'analyse formelle, à l'investigation, à la méthodologie, à la visualisation et à la rédaction - révision et édition ; PB a participé à la méthodologie et à la rédaction—révision et édition ; MW, CC, TSR, US, SVJ et JA ont contribué à la rédaction - révision et édition.

Correspondance à Félix Hesselmann.

Les auteurs ne déclarent aucun intérêt concurrent.

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Réimpressions et autorisations

Hesselmann, F., Halwes, M., Bongartz, P. et al. Poumon à membrane à base de TPMS avec des perméabilités modifiées localement pour une distribution optimale du débit. Sci Rep 12, 7160 (2022). https://doi.org/10.1038/s41598-022-11175-y

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Reçu : 30 août 2021

Accepté : 11 avril 2022

Publié: 03 mai 2022

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

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