Caratterizzazione meccanica biassiale di un innesto vascolare di piccolo calibro in fibroina della seta

Cardiovascular diseases represent the main cause of death in western Countries. The common circulatory pathologies on small vessels are the stenosis and the aneurism, which may be treated through the implantation of vascular grafts. The most recent solutions include both autografts, such as the saphenous vein, and synthetic polymeric grafts, like polyetilentereftalate (PET). The use of these materials on small diameter arteries leads to several complications, like the thrombosis. There are several speciﬁcations that a vascular device for small vessels must satisfy, such as an adequate mechanical strength and a proper compliance. A possible solution that matches these requirements is the silk ﬁbroin, a natural biodegradable polymer, with excellent mechanical properties. In this thesis, a multilayered commercial grafts, made of a silk ﬁbroin matrix (TEX) and one or two layers of electrospun silk ﬁbroin (ES), have been characterized through biaxial mechanical stretching coupled with real-time microscope observation of the sample surface. The acquired images were post-processed, through the used of the digital image correlation (DIC) to measure and map displacements and strains. Three types of samples, which represent three phases of the manufacturing process, have been characterized. The ﬁrst one (NR) is the sample obtained after the electrospinning of the ﬁrst layer of nano-ﬁbres (ES) on the TEX, the second one (R) is the same as NR sample but it has been subjected to a ﬂip over to exhibit the ES on the internal side of the device. The latter (2n) is the ﬁnal implantable graft, that has a further external ES. Planar samples have been obtained from the grafts and they have been characterized by the use of a micro biaxial tensile machine (µBTM). Diﬀerent deformation states, equi-biaxial and strip biaxial, have been applied in wet condition. Diﬀerent axial pre-stretches have been applied in strip biaxial tests. In particular, an equi-biaxial stretching has been applied until the deﬁned constraint value is achieved (3 mm, 1 mm and 0.5 mm). Further expansion was imposed along the circumferential direction, until rupture. The slopes of the linear section of force-displacement curves, which occurs when TEX ﬁbres are recruited, have been compared for diﬀerent stretch levels and the diﬀerent types of sample. The slope obtained in the equi-biaxial tests is higher than those obtained in the axially constrained conﬁgurations. Furthermore, thanks to DIC analysis, which was performed creating a proper pattern onto the sample surface, the strain ﬁeld of the region of interest was obtained and the force-strain slopes have been computed. The comparison analysis of the diﬀerent load histories revealed that higher pre-stretches induce higher force-deformation stiﬀness. The compliance of the device has been computed using the biaxial test data. Physiological pressure range (80-120 mmHg) was obtained in the biaxial test with an axial pre-stretch of 0.5 mm, imposing the start of the circumferential stretching after the axial pre-stretch was reached (0.5 mm-prestretch test with hold phase). The computed compliance, 4.05 ± 1.14 mmHg−1, is consistent with literature values of similar devices, which were characterized in according to the ISO 7198 norm. Moreover, the obtained value is similar to that of the gold standards of vascular grafts for small vessels, as proof of the ability of this device to be successfully used. In order to explore the contribution of the electrospun layers on the global mechanical properties of the device and the inﬂuence of the manufacturing processes (such as the ﬂip over procedure), computational simulations have been performed by means of a ﬁnite element model with an explicit solution approach to the dynamic equations. The graft was simulated using a three layers model. Starting from the microscope images, a CAD model of the TEX has been obtained and used to create the ﬁnite element model. Each bundle of the TEX has been meshed by quadratic beam elements. Instead, homogeneous linear shell elements have been used to mesh the ES layers. A linear elastic model has been implemented, where the Young’s modulus of the TEX bundles has been measured experimentally through a uniaxial tensile test on the TEX wire, whereas the other parameters of the materials have been selected from the literature. The contact among TEX bundles and the contact between the ES and the TEX have been modelled, replicating the adhesion between the ES and TEX on the nodes. The model has been optimized through the use of experimental results of NR samples. The same model has been successfully adapted to other types of samples. In particular, as for the R sample, the ﬂip over process induces a narrowing of at least one TEX bundle, so a reduction of sample dimensions occured. With approrpiate modiﬁcations on the geometry, the computational model was able to properly simulate the tests performed on R samples. Similar results have been obtained for the 2n sample, which was modelled with the addition of a further ES layer. Simulation results have shown that manufacturing processes induce geometrical modiﬁcations and microstructural changes to the device, which have signiﬁcant eﬀects on the macroscopic mechanical properties. Furthermore, computational strain maps replicated the experimental ones. They have a particular pattern,characterized by the repetition of maxima and minima, owing to the adhesion between TEX and ES. Therefore, this type of analysis can indicate the region with lowest strains, where surgical sutures can be made during the implantation process. The computational model allowed to distinguish and quantify the mechanical contributions of each layer,ES and TEX during stretching. At the beginning of the test, the TEX ﬁbres have not been recruited yet, so the ES supports most of the load, whereas after their recruitment, the TEX contribution prevails. This balance showed the mechanical need to have diﬀerent layers. In spite of the diﬀerent mechanical properties, the contribution to the load support of the ES layers is comparable to that of the TEX within physiological pressures. Moreover, the compliance was computed by reproducing the test with 0.5 mm pre-stretch and hold phase, it was equal to 5.24 mmHg−1, which is slightly higher than the experimental standard deviation range. The planar model has been extended to a cylindrical conﬁguration, to replicate the implantable device. This model has been realized in order to calculate the compliance in a clinical conﬁguration. The device has been subjected to an axial pre-stretch of 5 %, as in the 0.5 mm constraint planar test, and then to an internal pressure until 120 mmHg. The compliance resulted equal to 5.26 mmHg−1, equivalent to that of the planar model. The correct extension to the cylindrical conﬁguration has been conﬁrmed.

Le malattie cardiovascolari rappresentano la principale causa di morte nei Paesi occidentali. Le principali patologie sui vasi di piccolo calibro sono rappresentate da stenosi ed aneurisma, che possono essere trattate tramite l’impianto di sostituti vascolari. Le attuali soluzioni comprendono sia autograft, come la vena safena, sia polimeri sintetici, come polietilentereftalato (PET). L’utilizzo di questi materiali su arterie di piccolo calibro porta a diverse complicazioni, come la trombosi. Le speciﬁche che un dispositivo vascolare di piccolo calibro deve soddisfare sono molteplici, come l’adeguata resistenza meccanica e una appropriata compliance. Una possibile soluzione che risponde a tali requisiti è la ﬁbroina della seta, un polimero naturale, biodegradabile con ottime proprietà meccaniche. In questo lavoro di tesi, graft commerciali, costituiti da una maglia tessile (TEX) in ﬁbroina e uno o due strati di ﬁbroina elettroﬁlata (ES), sono stati caratterizzati attraverso sollecitazioni meccaniche di trazione biassiale, con l’osservazione in situ della superﬁcie del campione. L’analisi delle immagini acquisite al microscopio ha permesso la mappatura delle deformazioni applicate, tramite la digital image correlation (DIC). Si sono caratterizzate tre tipologie di campioni, che rappresentano tre stadi del processo di fabbricazione. Il primo (NR) è il campione ottenuto dopo l’elettroﬁlatura della prima superﬁcie di nanoﬁbre (ES) sulla TEX, il secondo (R) ha subito, in più rispetto al precedente, il processo di rivoltamento, in modo tale da esporre la ES verso l’interno del dispositivo. L’ultimo campione (2n) rappresenta l’innesto impiantabile, che consta di una ulteriore ES, esterna. A partire dal graft si sono ottenuti campioni planari, che sono stati caratterizzati tramite l’utilizzo della macchina microbiassiale (µBTM). Sono state applicate, in condizioni umide, diverse storie di deformazione, di tipo equibiassiale e biassiale con diﬀerenti gradi di conﬁnamento in direzione assiale. In particolare, nelle prove conﬁnate, si è applicata una trazione equibiassiale ﬁno al conﬁnamento desiderato (3 mm, 1 mm e 0.5 mm), in seguito al quale avviene una espansione solo in direzione circonferenziale, ﬁno a rottura. Dalle curve forza-spostamento ottenute, sono state calcolate le pendenze nel tratto lineare, in cui tutte le ﬁbre della TEX vengono reclutate. Il confronto di tali pendenze tra i vari stati di sollecitazione e tra i vari campioni ha evidenziato che le pendenze relative alla prova equibiassiale sono le più alte ottenute. Inoltre, grazie all’ analisi DIC, eseguita realizzando un opportuno pattern sulla superﬁcie del campione, è stato possibile misurare la deformazione nella regione di interesse. Si sono calcolate così le pendenze forza-deformazione. Dall’analisi comparativa tra le varie storie di carico applicate, è emerso che a maggiore conﬁnamento si ha anche una maggiore rigidezza forza-deformazione. Elaborando i dati dei test biassiali, si è calcolata la compliance del dispositivo. Si è ottenuto un range di pressioni ﬁsiologiche (80-120 mmHg) nella prova biassiale con un pretensionamento assiale di 0.5 mm, imponendo l’inizio della sollecitazione circonferenziale, solo dopo aver raggiunto il conﬁnamento assiale (test a 0.5 mm con fase di hold). La compliance è quindi risultata pari a 4.05±1.14 mmHg−1. Tale valore è coerente con i risultati presenti in letteratura per dispositivi simili, ma caratterizzati con il metodo classico descritto dalla norma ISO 7198. In più, questo valore è anche simile al gold standard degli innesti vascolari di piccolo calibro, a dimostrazione della capacità di questo dispositivo di poter essere utilizzato con successo. Per approfondire il contributo degli strati elettroﬁlati sulle proprietà meccaniche del dispositivo e l’inﬂuenza dei processi di fabbricazione (come l’operazione di rivoltamento), si sono eseguite simulazioni computazionali per mezzo di un modello agli elementi ﬁniti utilizzando una soluzione esplicita della dinamica. Nel modello sono stati distinti i diversi layer dell’innesto. A partire dalle immagini al microscopio, si è ottenuto un modello CAD della TEX per creare il modello agli elementi ﬁniti. Ogni fascio della TEX è discretizzato da elementi beam quadratici. Invece, la superﬁcie ES è discretizzata da elementi shell lineari omogenei. Si è implementato un modello elastico, in cui il modulo di Young dei fasci della TEX è stato ricavato sperimentalmente, tramite un test di trazione uniassiale sul singolo ﬁlo, mentre i restanti parametri dei materiali sono stati selezionati dalla letteratura. Non solo è stato modellato il contatto tra i fasci della TEX, ma anche quello tra la superﬁcie ES e la TEX, replicando l’adesione della ES alla TEX a livello dei nodi della maglia. Il modello è stato ottimizzato a partire dalle prove sperimentali eseguite sul campione NR. Lo stesso modello è stato applicato con successo anche alle altre due tipologie di campione. In particolare, per il campione R, il processo di rivoltamento induce un restringimento di almeno un fascio della TEX e quindi una riduzione delle dimensioni del campione. Con tali modiﬁche nella geometria, il modello computazionale riesce a simulare in maniera appropriata le prove eﬀettuate sui campioni R. Risultati simili si ottengono per il campione 2n, che è modellato aggiungendo una seconda superﬁcie ES. Si evince che i processi di fabbricazione inducono delle variazioni nella geometria e nella microstruttura del dispositivo, che hanno eﬀetti signiﬁcativi sulle proprietà meccaniche macroscopiche. Inoltre, le mappe di deformazione computazionali ricalcano quelle sperimentali, caratterizzate da un pattern ripetitivo di massimi e minimi, dovuti alla modalità di adesione tra TEX e ES. Pertanto, questo tipo di analisi può indicare la zone migliore, sulla quale applicare le suture chirurgiche nella fase di impianto, in modo che non vi siano deformazioni elevate, che ingrandiscano il foro di sutura ﬁno a lacerare il graft. Il modello computazionale ha permesso di distinguere e quantiﬁcare i contributi meccanici della ES e della TEX. All’ inizio del test, le ﬁbre della TEX non sono ancora reclutate, per cui la ES supporta maggiormente il carico, mentre successivamente è il contributo della TEX a prevalere. Questo bilanciamento dimostra la necessità meccanica di avere i diversi layer. Nonostante le diverse proprietà meccaniche, il contributo al supporto del carico degli strati ES è confrontabile con quello della TEX per pressioni ﬁsiologiche. Riproducendo la prova conﬁnata a 0.5 mm con la fase di hold, si è potuto calcolare la compliance computazionale, risultata pari a 5.24 mmHg−1, che è appena sopra il range della deviazione standard sperimentale. Il modello planare è stato esteso ad una conﬁgurazione cilindrica, per riprodurre il dispositivo impiantabile. Tale modello è stato realizzato per poter calcolare la compliance in una conﬁgurazione clinica. Al dispositivo è stato applicato un pretensionamento assiale del 5 %, come nella prova conﬁnata a 0.5 mm, e successivamente una pressione interna ﬁno a 120 mmHg. La compliance è risultata pari a 5.26 mmHg−1, equivalente a quella del modello planare, che conferma la corretta estensione alla conﬁgurazione cilindrica.