Биотехническая система для роботизированной малоинвазивной ультразвуковой ангиохирургии тема диссертации и автореферата по ВАК РФ 05.11.17, кандидат наук Беликов Никита Владимирович

• Беликов Никита Владимирович
• кандидат наук
• 2019

Оглавление диссертации кандидат наук Беликов Никита Владимирович

ВВЕДЕНИЕ

ГЛАВА 1. ОБЗОР ЛИТЕРАТУРЫ

1.1 Эпидемиология атеросклероза

1.2 Методы ангиохирургии

1.2.1 Существующие методы ангиохирургии

1.2.2 Методы эндоваскулярного восстановления просвета артерий нижних конечностей

1.2.3 Комбинированный метод воздействия

1.3 Роботизация ангиохирургии

1.3.1 Роботизированные системы в хирургии

1.3.2 Роботизированные системы в сердечно-сосудистой хирургии

ВЫВОДЫ ПО ГЛАВЕ

ГЛАВА 2. СИСТЕМНОЕ ПРОЕКТИРОВАНИЕ МЕДИЦИНСКОЙ РОБОТИЗИРОВАННОЙ СИСТЕМЫ ДЛЯ ЭНДОВАСКУЛЯРНОЙ ХИРУРГИИ

2.1 Структурные схемы хирургических БТС

2.2 Основные этапы проектирования медицинской робототехнической системы

2.3 Теоретический анализ работы системы

2.3.1 Морфологическое описание

2.3.2 Каналы связи

ВЫВОДЫ ПО ГЛАВЕ

ГЛАВА 3. РАЗРАБОТКА ТЕХНОЛОГИИ КОМБИНИРОВАННОГО ВОЗДЕЙСТВИЯ

3.1 Патогенез атеросклероза

3.2 Топография артерий нижних конечностей

3.3 Упруго-деформативные характеристики атеросклеротически поражённой

стенки артерий нижних конечностей в различных условиях испытаний

3.4 Модель комбинированного воздействия на фиброатероматозную бляшку

3.4.1 Ультразвуковое воздействие на пластичные и хрупкие биоткани

3.4.2 Аналитическая модель ультразвукового воздействия на нативную и охрупченную биоткань

3.4.3 Упруго-деформативные характеристики коагулированной атеросклеротически поражённой стенки сосуда

3.4.4 Результаты моделирования

3.5 Параметры технических систем

3.5.1 Система охрупчивания

3.5.2 Система диспергирования

3.5.3 Система фильтрации

3.5.4 Система для эндоваскулярной реализации комбинированного метода

ВЫВОДЫ ПО ГЛАВЕ

ГЛАВА 4. ОПРЕДЕЛЕНИЕ ЭРГОНОМИЧЕСКИХ ПАРАМЕТРОВ РОБОТИЗИРОВАННОЙ СИСТЕМЫ

4.1 Эргономические параметры робота-манипулятора

4.2 Эргономические параметры движений рук хирурга

4.2.1 Существующие системы трекинга рук

4.2.2 Трекинг рук хирурга во время операции

4.2.3 Эргономические параметры робота-манипулятора для проведения

эндоваскулярной операции

ВЫВОДЫ ПО ГЛАВЕ

ГЛАВА 5. РАЗРАБОТКА РОБОТИЗИРОВАННОЙ СИСТЕМЫ ДЛЯ РЕАЛИЗАЦИИ КОМБИНИРОВАННОГО ВОЗДЕЙСТВИЯ

5.1 Технологическая схема реализации комбинированного метода

5.2 Создание системы диспергирования

5.2.1 Методика создания УЗКС для хирургии

5.2.2 Элементы системы диспергирования

5.2.3 Усиление амплитуды ультразвуковых колебаний путём изменения свойств материала

5.2.4 Моделирование системы диспергирования

5.3 Роботизированная система для комбинированной ультразвуковой

ангиохирургии

ВЫВОДЫ ПО ГЛАВЕ

ОБЩИЕ ВЫВОДЫ ПО РАБОТЕ И ЗАКЛЮЧЕНИЕ

СПИСОК ЛИТЕРАТУРЫ

ВВОДИМЫЕ СОКРАЩЕНИЯ И ОБОЗНАЧЕНИЯ

БТС - биотехническая система; КПД - коэффициент полезного действия; МРС - медицинская роботизированная система; СКО - среднеквадратичное отклонение; УЗКС - ультразвуковая колебательная система; ЭАП - электроакустический преобразователь.

Введение диссертации (часть автореферата) на тему «Биотехническая система для роботизированной малоинвазивной ультразвуковой ангиохирургии»

ВВЕДЕНИЕ

Актуальность темы исследования. Растущая смертность от сердечнососудистых заболеваний [57, 80] является важной проблемой для современной медицины. Наиболее частой причиной их возникновения является атеросклероз [12]. Бессимптомное протекание его начальных стадий приводит к неэффективности консервативного лечения и отказу от него в пользу хирургического вмешательства.

Существующие на данный момент методы эндоваскулярной хирургии обладают рядом недостатков [101, 137, 31, 43], главный из которых - сохранение самой бляшки - основного источника облитерации и рестеноза. В качестве альтернативы существующим методам эндоваскулярной хирургии предложен [68] метод комбинированного воздействия. Основным его преимуществом является возможность полного удаления фиброатероматозных атеросклеротических бляшек и, как следствие, снижение вероятности рестеноза, однако данный метод нуждается в разработке.

В тоже время применение эндоваскулярных методов в хирургии приводит к удалению зоны воздействия от места ввода технического средства. Отсутствие прямой визуальной информации из зоны воздействия служит причиной сильной зависимости результатов оперативного вмешательства от индивидуальных качеств самого хирурга [71]. Вследствие необходимости рентгеновского контроля в качестве метода визуализации в процессе операции происходит воздействие рентгеновских лучей на хирурга. Для защиты от излучения используются специальные защитные средства, однако они снижают комфортность выполнения процедуры. Устранение этих проблем возможно при помощи роботизации эндоваскулярных операций. Существующие роботизированные системы на базе роботов-манипуляторов [119, 164, 168, 236, 237] разработаны преимущественно для лапароскопических применений, и их перемещения ограничены работой в полостях малого объёма, в то время как для реализации комбинированного воздействия, роботизированная система должна совершать перемещения на

большие расстояния (порядка 1000 мм) с последующими прецизионными перемещениями рабочего окончания.

Таким образом, разработка роботизированного метода комбинированного воздействия для хирургического лечения атеросклеротических поражений, основанная на использовании комплексного системного подхода и теории БТС является актуальной задачей.

Степень разработанности темы. Разработка техники, реализующей технологии ультразвуковой ангиохирургии, проводилась в МГТУ им. Баумана с 1970-х годов [59, 65]. Сочетание ультразвуковых колебаний и невысокой жёсткости разработанных инструментов дало возможность их атравматического проведения по сосудистому руслу по закрытому и полузакрытому вариантам. Разработка велась в трёх направлениях: реканализация, гидрообработка и ангиопластика. Для реализации предложенных методов впервые в мире был разработан аппарат УРСК-7Н-21 для внутрисосудистых операций и налажено его серийное производство [61, 67]. Однако возможности ультразвуковой ангиопластики во многом зависят от состава тромбов, жировых волокнистых и кальцифицированных элементов в бляшке [210]. Во многих исследованиях [131, 191, 209, 210, 211] было замечено, что ультразвуковая энергия оказывает большее разрушающее воздействие на кальцинированную атеросклеротическую бляшку, в то время как более эластичные фиброатероматозные бляшки не подвергаются разрушению. Предложенный метод комбинированного воздействия [68] позволит расширить область применения хирургического ультразвука на диспергирование фиброатероматозных бляшек.

Вышеизложенное, отсутствие в клинической практике метода эндоваскулярной хирургии с низким показателем рестеноза, а также отсутствие системного подхода к проектированию роботизированных медицинских систем позволило сформулировать цель диссертационного исследования.

Цель исследования: Разработать роботизированную систему для реализации комбинированного воздействия на атеросклеротические бляшки в артериях нижних конечностей.

Для достижения поставленной цели решались следующие задачи:

- Определить необходимые элементы роботизированной системы, целевую функцию и условия её реализации;

- Разработать математическую модель разрушения бляшки при комбинированном воздействии;

- Определить основные параметры комбинированного воздействия;

- Сформировать требования к эргономическим параметрам роботизированной системы для реализации эндоваскулярного вмешательства;

- Создать макет системы диспергирования для комбинированного воздействия.

Научная новизна диссертационной работы определяется следующими результатами:

- Создана модель комбинированного воздействия на биоткань;

- Разработана технология комбинированного воздействия и определены его параметры;

- Определены эргономические параметры рабочей зоны хирурга при проведении эндоваскулярной операции;

- Предложена структурно-функциональная схема биотехнической системы для роботизированных операций.

Теоретическая и практическая значимость работы:

- Разработана методика исследований биомеханических характеристик сосудистой стенки в условиях, приближенных к in vivo;

- Определены биомеханические характеристики стенки артериального русла, поражённой атеросклерозом в условиях, приближенных к in vivo;

- Разработана методика исследований эргономических параметров рабочей зоны хирурга;

- Определены эргономические параметры рабочей зоны хирурга в процессе проведения эндоваскулярных вмешательств;

- Разработана методика усиления колебаний в ультразвуковых инструментах для минимально-инвазивной хирургии;

- Разработан макет системы диспергирования для комбинированного воздействия.

Основные научные положения, выносимые на защиту:

1) Результаты анализа структурно-функциональной организации и синтеза биотехнической системы для роботизированной малоинвазивной ультразвуковой ангиохирургии с позиций системного подхода;

2) Биомеханические характеристики стенки кровеносных сосудов аорто-бедренного сегмента в условиях, приближенных к in vivo;

3) Модель комбинированного воздействия на биоткань, определяющая возможность разрушающего воздействия на фиброатероматозные бляшки;

4) Технология комбинированного воздействия, основанная на необходимых параметрах воздействия и методах их реализации;

5) Эргономические параметры зоны обслуживания хирурга, позволяющие определить требования к роботизированной медицинской системе для комбинированного воздействия на атеросклеротические бляшки.

Методы исследования и достоверность результатов. Достоверность полученных в работе результатов и выводов основывается на использовании в работе основных положений теории биотехнических систем, теории цифровой обработки изображений, методов математической статистики, конечно-элементного моделирования, а также сравнением результатов с экспериментальными и литературными данными.

Апробация материалов диссертации. Результаты диссертационной работы использованы в выполненной с участием автора НИР в рамках гранта РФФИ № 13-08-12043 «Медико-технические аспекты создания роботизированных хирургических систем для сердечно-сосудистых операций».

Основные положения и результаты диссертационной работы докладывались и обсуждались на следующих конференциях и семинарах:

Конференции:

- «Медико-технические технологии на страже здоровья». Португалия, о. Мадейра, 2013; Греция, о. Кефалония, 2014; Крым, пос. Партенит, 2015; Москва (2016, 2017);

- «Медицинские, технические и технологические аспекты фундаментальных проблем роботохирургии». Москва (2014, 2015);

- «Новые направления и отдаленные результаты открытых и эндовазальных вмешательств в лечении сосудистых больных». Рязань, 2014;

- Российско-Германская конференция по биомедицинской инженерии. Аахен, 2015; Суздаль, 2016;

Форум Армия-2016, круглый стол «Возможности применения роботизированных технологий в условиях Арктики». Кубинка, 2016;

Конгресс «Биотехнология: состояние и перспективы развития». Москва,

2017;

«Уральский симпозиум по биомедицинской инженерии, радиоэлектронике и информационным технологиям». Екатеринбург, 2018.

Публикации. Результаты диссертационной работы отражены в 11 научных работах, в том числе 3 статьях в журналах, рекомендованных ВАК РФ для публикации материалов диссертаций на соискание ученых степеней кандидата и доктора наук.

Объем и структура диссертации. Диссертация состоит из введения, пяти глав и общих выводов. Текст диссертации изложен на 184 страницах текста, содержит 25 таблиц, 47 формул и 86 рисунков. Указатель используемой литературы содержит 245 источников.

Личный вклад автора. Все исследования, результаты которых изложены в диссертационной работе, проведены лично соискателем в процессе научной деятельности. Из совместных публикаций в диссертацию включён лишь материал, непосредственно выполненный соискателем. Заимствованный материал обозначен в работе ссылками.

ГЛАВА 1. ОБЗОР ЛИТЕРАТУРЫ

1.1 Эпидемиология атеросклероза

Сердечно-сосудистые заболевания являются основной причиной смертности во всем мире. По оценкам всемирной организации здравоохранения [80], в 2012 году от болезней этой группы умерло 17,5 миллиона человек, что составило 31 % всех случаев смерти в мире. В России доля болезней системы кровообращения также превалирует в общей структуре смертности и составляет более 56 % [57]. Число смертей от сердечно-сосудистых заболеваний начинает быстро нарастать уже после достижения 25-летнего возраста, а основная масса умирающих от этих причин концентрируется в возрасте до 70-75 лет. В странах Западной Европы рост начинается позже, кривые смертности поднимаются гораздо менее круто, но зато этот подъем длится до самых поздних возрастов, а пик умерших приходится ближе к 90 годам [17].

В структуре сердечно-сосудистых заболеваний облитерирующие заболевания артерий нижних конечностей занимают второе место, уступая лишь ишемической болезни сердца [12, 14, 15]. Число больных с ишемией нижних конечностей составляет 0,6 - 7,5 %. Заболевание приводит к критической ишемии у 15 - 64,7 % больных [92, 152, 238]. В 25 % случаев пациентам с данной патологией выполняется ампутация [91, 97]. Летальность при ампутации на уровне бедра колеблется от 10,2 до 49%. В последующие 5 лет смертность в этой группе больных достигает 70 %.

Наиболее частой причиной возникновения болезней этой группы (более 50 % случаев) является атеросклероз [12]. В связи с этим разработка новых методов лечения атеросклеротических поражений артерий нижних конечностей чрезвычайно актуальна.

1.2 Методы ангиохирургии

1.2.1 Существующие методы ангиохирургии

Классификация существующих методов ангиохирургии, направленных на лечение атеросклеротических поражений, представлена на Рисунке 1.1.

Бужирование Шунтирование ЗндопротезироВание УльтразВукоВая реканализация

Рисунок 1.1. Классификация методов ангиохирургии.

Стремление к снижению травматичности инвазивных реконструктивных операций привело к разработке в МГТУ им. Баумана медицинской техники, реализующей технологии ультразвуковой ангиохирургии [67], основанных на применении энергии механических колебаний в диапазоне низкочастотного ультразвука. Инструменты представляют собой резонансные многополуволновые колебательные системы с формой рабочего окончания, определяемой назначением инструмента. Сочетание ультразвуковых колебаний и невысокой жёсткости инструмента дало возможность его атравматического проведения по сосудистому руслу по закрытому и полузакрытому вариантам.

Разработка велась в трёх направлениях: реканализация, гидрообработка и ангиопластика. Задача реканализации просвета сосуда решалась методами дилатации [44, 73], эндартерэктомии [65, 74], тромбэктомии [74] и вальвулодеструкции [75]. Гидрообработка кровеносных сосудов, предполагающая наличие между рабочим окончанием инструмента и сосудистой стенкой жидкой прослойки, применялась при ультразвуковом склерозировании вен и импрегнации - внедрении лекарственных растворов в стенку сосуда. В качестве примеров

использования разработанных методов можно выделить ультразвуковую импрегнацию раствора гепарина в сосудистую стенку [59]. Для реализации предложенных методов в 1980-е в МГТУ им. Н.Э. Баумана впервые в мире был разработан аппарат УРСК-7Н-21 для внутрисосудистых операций и налажено его серийное производство [61, 67].

На настоящий момент в различных областях хирургии всё больший объем операций переводится из области инвазивных (открытых) операций в область минимально-инвазивных. Такой переход происходит благодаря малотравматичности минимально-инвазивных методов, отсутствии необходимости в общем обезболивании при их осуществлении, существенно меньшей частоте и тяжести возможных осложнений. Как следствие, уменьшается послеоперационная смертность, сокращается время пребывания больных в стационаре, реабилитация пациентов проходит более эффективно.

В сердечно-сосудистой хирургии минимально-инвазивные методы реализуются в рамках эндоваскулярной хирургии. Главной особенностью этой области является то, что все вмешательства на сосудах производятся с использованием чрескожного доступа под контролем средств визуализации. Эндоваскулярная хирургия, по сравнению с традиционной, имеет существенно меньшее число противопоказаний к реализации и возможность повторения процедур без возрастания риска их выполнения. Часто методики эндоваскулярной хирургии оказываются безальтернативными для тяжелых и ослабленных больных в силу невозможности проведения традиционного хирургического вмешательства.

1.2.2 Методы эндоваскулярного восстановления просвета артерий нижних

конечностей

Начиная с середины 80-х годов прошлого века в клиническую практику было внедрено множество эндоваскулярных технологий ангиопластики.

Атерэктомический метод

Концепция атерэктомии заключается в физическом удалении бляшки путем срезания и измельчения в поражённых артериях с использованием механического

устройства. В настоящее время применяют следующие типы атерэктомических устройств.

1) Катетер Кензи (Kensy Atherectomy, Trac Wright System)

Предложенный американским хирургом K. R. Kensey [161] катетер

диаметром 8F, оснащён вращающимся со скоростью до 100 тыс. об/мин металлическим буром на конце. В результате воздействия бура атеросклеротическая бляшка подвергается фрагментации до размеров, меньших, чем размер форменных элементов крови.

2) Ротационная атерэктомическая система ROTAS (Auth Rotablator) (Axie International, Голландия)

Была предложена D.D. Hansen в 1987 году [206]. Представляет собой проводниково-катетерную систему, оснащённую на конце оливообразным буром, диаметром 1,25-4,5 мм, покрытым абразивом (алмазная крошка 22-45 мкм) и вращающимся со скоростью 100-200 тыс. об/мин.

Особенностью устройства является способность выборочно рассекать и фрагментировать неэластический материал типа кальцифицированной бляшки, оставляя нетронутыми непораженные сосудистые сегменты, сохраняющие свои эластические свойства, которые растягиваются при продвижении бура и не травмируются. Также, при скорости вращения бура более 60 тыс. об/мин, практически устраняется трение, что приводит к уменьшению сопротивления продвижению по сосудистому руслу.

77 % частиц, образовавшихся в результате использования системы - менее 5 мкм, а 85 % - менее 12 мкм [206]. Большинство частиц свободно проходит через систему кровообращения до печени, селезенки, почек или легких, где происходит их фильтрация.

3) Катетер Симпсона. (The Simpson directional atherectomy catheter (DVI, Redwood City, США)

J.B. Simpson [227] предположил, что после удаления из артерии значительного количества атеросклеротического материала рост клеточной

пролиферации - основа рецидива стеноза артерии и возникновения тромбоза в этой зоне - будет замедлен, и данное предположение подтвердилось статистически [31].

Исходя из этого было создано устройство, включающее в себя полый цилиндр с отверстием, в котором находится концентрический нож, и баллон, расположенный на противоположной стороне. Цилиндр подводят отверстием к бляшке, раздувают баллон и продольным движением ножа срезают фрагмент бляшки. Цилиндр поворачивают и манипуляцию повторяют. Применение атерэктомии по Симпсону также даёт возможность изучить гистологический материал, полученный из внутреннего просвета артерии, пораженной атеросклерозом.

В настоящее время устройство выпускается в 2 модификациях: с фиксированным на проводнике атерэктомическим устройством - Atherocath и с раздельным от проводника атерэктомическим устройством - Atherotrac.

4) Чреспросветный эндартерэктомический катетер Transluminal Endarterectomy Catheter - TEC (International Technologies, Inc., США)

Разработанное в 1989 году R.S. Stack устройство [231] состоит из полого катетера, диаметром 10 F, 12 F, 14 F или 15 F, вводимого по проводнику через интродьюссер, в котором находятся коаксиально расположенные ножи с тремя режущими плоскостями, вращающиеся со скоростью 750 об/мин. Перемещение катетера происходит при помощи двигателя, управляемого вручную. Иссечённая ткань аспирируется вакуумным отсосом. Для облегчения аспирации осуществляют ирригацию 37 °С раствором Рингера. Применение этого способа не требует многократного введения катетера в пораженную зону, что приводит к значительному сокращению времени операции.

Частичное или полное удаление тромба после применения системы наблюдается в 75-100 % случаях тромботических поражений. Однако, хотя гистологическое изучение не подтвердило случаев удаления сосудистой ткани, практически во всех случаях на стенке сосуда были выявлены диссекции [31].

M.N. Wholey и C.R. Jarmolowski [243] доложили об успехе лечения в 92 % случаев, хотя в 47 % случаев потребовалась дополнительная баллонная ангиопластика. Через 6 мес. реокклюзия наступила у 25 % пациентов.

5) Атерэктомический катетер Пулбека (Pullback Atherectomy Catheter -РАС) (Arrow, MedInnovations. Inc., США)

Предложен и испытан в 1990 году Т.А. Fischell [136]. Состоит из срезающего цилиндрического ножа, диаметром 3-3,5 мм, вращающегося со скоростью 2 тыс. об/мин и принимающего цилиндра.

По результатам применения катетера J.S. Pollak отметил [204] уменьшение стеноза на 40 %. Удалённый материал содержал в 99 % - интиму, в 64 % - медию и в 17 % - адвентицию, в 33 % - кальций и в 28 % тромб.

6) Bard Rotary Atherectomy System

Состоит из двух катетеров 8F и 9F и находящегося внутри проводника со спиралевидным режущим устройством, вращающимся со скоростью 600-1200 об/мин.

Впервые в 1990 году устройство использовал A. Motarjeme [189]. Удалённый материал содержал в 60 % интиму, в 12.5 % - медию, в 15 % -организованные тромбы, в 2 % - фиброматозные ткани и в 7 % признаки воспаления. Среди удаленных атером 12.5 % были кальцинированными.

Лазерная ангиопластика

В основе метода лежит способность лазера вызывать вапоризацию (испарение) ткани и тем самым ликвидировать стеноз или удалять тромб. Гибкие световоды способны передавать лазерную энергию по катетеру, а вапоризация атеросклеротической бляшки с помощью лазерного излучения реканализирует окклюзированные артерии.

Лазерное излучение оказывает на ткань фотохимическое, заключающееся в разрыве слабых внутримолекулярных связей, и фототермическое действие, заключающееся в превращении в тканях лазерного излучения в локализованную термальную энергию (Таблица 1 [194]).

Таблица 1.

Термические эффекты лазерного воздействия

Температура Биологический эффект

37 ^ -

45 ^ Гипертермия

50 ^ Снижение активности ферментов, иммобилизация клеток

60 ^ Денатурация белков и коллагена, коагуляция

80 ^ Изменение проницаемости мембран клеток

100 ^ Вапоризация, абляция

> 100 ^ Карбонизация

> 300 ^ Плавление

Чрескожная лазерная ангиопластика периферических артерий у человека была впервые выполнена R.C. Ginsburg и соавторами в 1983 году [141]. В этом и других ранних исследованиях использовались незащищённые открытые волокна, которые несли высокий риск термального ожога и перфорации.

В последующих работах лазеры использовали для образования канала в полностью окклюзированной артерии, в которую впоследствии вводился баллонный катетер. Показано, что в течение нескольких недель после воздействия лазера наступает заживление стенки артерии за счет восстановления ее эндотелия.

Долгосрочные исследования влияния лазерной реканализации проводились на свиньях [140] и кроликах [171]. Оставленный после вапоризации атеросклеротической бляшки кратер первоначально был покрыт фибрином и тромбоцитами, но затем повторно эндотелизировался. Кроме того, не было доказательств роста бляшки на обработанном участке.

Несмотря на преимущества метод обладает рядом недостатков. Неверно направленное оптическое волокно может доставлять тепловую энергию через атеросклеротическую бляшку за пределы артериальной стенки. Кроме того, температура, достигаемая на месте перфорации, может привести к значительному обезвоживанию сосудистой стенки и сужению просвета. При исследованиях на кроликах лазерное излучение низкой энергии (3-6 Дж), пройдя через

атеросклеротическую бляшку, образовывало кратер внутри интимального слоя, но также могло проникать глубоко в медиальную стенку. В некоторых долгосрочных исследованиях было обнаружено истончение, некроз и повреждение эластичной стенки аорты [171].

Разработанная система «Hot-tip» [137] использует пулевидный наконечник, имеющий тенденцию следовать за ходом сосуда, даже при полной окклюзии, что снижает риск перфораций.

Наибольшее распространение в лазерной ангиопластике получили эксимерные («холодные») лазеры, генерирующие ультрафиолетовое излучение с длиной волны 308 нм как в непрерывном, так и в импульсном режиме. Исследования [172] показали, что такие лазеры могут полностью испарять насыщенную липидами бляшку (тип IV). Однако при испарении более плотной бляшки - фиброатероматозной и, особенно, кальцинированной - в сосуде образуется много карбонизированных частиц. Это обусловлено недостаточным или неполным поглощением энергии лазера для испарения этих материалов. Такие частицы, выстилающие границы вапоризованных лазером участков, могут уноситься течением крови и вызывать эмболизацию.

Комбинированное лечение лазерной и баллонной ангиопластикой коррелирует с лучшими результатами при лечении критической ишемией конечностей и окклюзии хронического стента поверхностной бедренной артерии [139]. Однако к настоящему времени ни одно из лазерных устройств в отдельности не привело к улучшению результатов, достигаемых при отдельно выполненной баллонной ангиопластике [31].

Баллонная ангиопластика

На текущий момент чрескожная транслюминальная балонная дилатация является «золотым стандартом» лечения обструктивных поражений артерий с первичным успехом, приближающимся к 90 - 95% в коронарных артериях [210]. Процедура представляет собой введение в артериальное русло катетера с баллоном на конце, который подводится в область сужения сосуда и затем во время раздутия, расширяет его просвет и разжимает атеросклеротическую бляшку.

Первую операцию чрескожного бужирования подколенной артерии под контролем ангиографии выполнили C.T. Dotter и M.P. Judkins в 1964 году [130]. Расширение пораженной артерии производили с помощью коаксиальных тефлоновых катетеров. Однако наибольшее распространение данный тип операций получил после изобретения A.Gruntzig в 1974 году двухпросветного баллонного катетера, позволяющего под контролем ангиографического исследования и манометрии проводить прецизионное расширение суженных участков пораженных артерий [147]. Баллонный катетер был изготовлен из поливинилхлорида, давление в баллонной части достигало 5 атм, а диаметр раздуваемого баллона - 10 мм, что позволяло через 1,5 миллиметровое пункционное отверстие выполнять вмешательства на подвздошных артериях. К тому же приложение усилия не в аксиальном, а в радиальном направлении позволило снизить риск дистальной эмболизации. Современный баллон-катетер состоит из базисного рентгенопозитивного полиэтиленового катетера, поверх которого плотно натянута тонкая прозрачная оболочка из поливинилхлорида, выдерживающая давление до 17 атм. Катетер имеет два просвета: центральный, заканчивающийся концевым отверстием, и проходящий между базисным катетером и оболочкой, открывающийся в баллон.

W.R. Castaneda-Zuniga и соавт. [112] считают, что механизм увеличения просвета артерии после приложения механической силы при баллонной ангиопластике следующий:

- перераспределение атероматозного материала за контуры просвета артерии приводит к интрамуральному кровоизлиянию в стенке артерии, передислокации тромбов внутри просвета и агрегации свежих тромботических масс на поверхности поврежденной бляшки;

- перерастяжение всех слоев артерии за границы эластической деформации не позволяет им вернуться к исходному состоянию;

- сжатие атероматозного материала за счет пустот изъязвленной бляшки и липидных включений непосредственно увеличивает просвет.

Эндоваскулярное стентирование

При стентировании в область сужения сосуда вводится стент -металлическая конструкция, закрепленная на баллоне. Баллон раздувают, расширяя просвет и разжимая стент так, что при сдувании баллона стент предохраняет стенки от схлопывания, сохраняя проходимость сосуда.

Сохранение восстановленного просвета артерии с помощью механических средств впервые продемонстрировал C.T. Dotter в 1969 году [129], проведя чрескатетерную имплантацию пластических цилиндров в бедренную артерию собак. В 1983 году C.T. Dotter и соавторы [128] и А.Н. Cragg [117] независимо друг от друга представили первые результаты успешной имплантации в бедренную артерию собак нитиноловых спиральных эндопротезов. В 1985 году J.C. Palmaz

Список литературы диссертационного исследования кандидат наук Беликов Никита Владимирович, 2019 год

литературе

Величина Единица измерения Русский перевод Формула для вычисления

Absorption coefficient см-1 Коэффициент поглощения 4кк а =- À

Absorbance, Optical density - Поглощающая способность, поглощение Ф. A = log10 out

Optical density см-1 Оптическая плотность в спектрометрии D = A L

Apparent absorption - Видимое поглощение, поглощаемость Ф Aa = ^gio m ref

Ref. reflectance % Относительная отражательная способность Ф , R = ref .100% Ф in

Normalized amplitude - Нормированная амплитуда Na = Ni N max

где к - коэффициент экстинкции; X - длина волны излучения; L - глубина

проникновения излучения; Фп - падающий поток излучения; Фге/ - отражённый поток излучения; ФоШ - прошедший поток излучения; Ni - значение параметра в i-ой точке; Nmax - максимальное значение параметра

В связи с этим невозможно использовать единый количественный критерий, позволяющий объединить различные исследования для описания поглощения бляшки на всём спектре длин волн. Также это препятствует возможности сравнения данных, полученных в одном диапазоне разными исследователями.

Исходя из этого, величина поглощения излучения в зависимости от длины волны определялась в относительных единицах следующим образом. Параметр, используемый в исследовании, приводился к такому виду, что его максимальное значение, соответствовало наибольшему поглощению. Максимальное значение параметра принималось за единицу, а на других длинах волн рассчитывалось относительно него. Относительная величина поглощения различных длин волн сосудистой стенкой в норме и патологии, полученная таким образом, представлена на Рисунке 3.29 [104, 154, 158, 170, 179, 244].

Относ.ед. Относ.ед.

500 1000 1500 2000 А, нм 500 1000 1500 2000 А, нм

а б

Рисунок 3.29. Спектры поглощения сосудистой стенки в норме (а) и при атеросклеротическом поражении (тип Vа) (б)

Из представленных наиболее характерно описывающие поглощение графики представлены на Рисунке 3.30 [104, 154, 170].

а б

Рисунок 3.30. Характерные спектры поглощения сосудистой стенки в норме (а) и при атеросклеротическом поражении (тип Vа) (б)

Необходимая длина волны должна обеспечивать максимальное отношение энергии, поглощенной бляшкой, к энергии, поглощенной нативной стенкой. Для этого построим график отношения величины поглощения поражённой стенки к нативной. Полученный график представлен на Рисунке 3.31.

Относ.ед.

2.2 1 I i I р 1 | I i г

д д _I__I_I_I_и_I_I_I_I_I_

600 800 1000 1200 1400 1600 1800 2000 2200 Л, нм

Рисунок 3.31. Отношение величины поглощения сосудистой стенки при атеросклеротическом поражении (тип Уа) к норме.

Из графика следует, что максимум отношения, равный 2,2, соответствует длине волны 1719 нм (ближний инфракрасный диапазон). Для данной длины волны коэффициент поглощения водой, составляющей большую часть объёма биоткани, составляет около 6 см-1 [212], что обеспечивает глубину проникновения излучения, не превышающую 1,5 мм [218].

Для облучения бляшки на данной длине волны подходящими являются лазеры на свободных электронах. Как было показано в работе [106] воздействие этого типа лазеров на длине волны 1720 нм также дифференциально нагревает жиросодержащие ткани гораздо сильнее воды, содержащейся в окружающих тканях, что может приводить к их селективной карбонизации. Это, в свою очередь, позволит проводить охрупчивание без травматизации подлежащих тканей.

Для использования выбранного лазера в качестве системы охрупчивания необходимо подведение световода непосредственно к бляшке во избежание поглощения энергии большей части излучения кровью. Также необходимо использование импульсного режима лазера для выборочной карбонизации небольших участков и снижения термического поражения окружающих тканей.

3.5.2 Система диспергирования

Для определения параметров системы диспергирования необходимо проанализировать существующие на данный момент ультразвуковые системы, используемые в ангиохирургии (Таблица 20) [61, 106, 115, 131, 134, 150, 191, 211].

Найденные системы используют низкочастотный ультразвуковой диапазон (20-60 кГц) [59], а именно нижнюю область данного диапазона (20-30 кГц). Использование ультразвука частотой менее 30 кГц позволяет снизить степень нагревания волновода за счёт снижения внутреннего трения [138, 177, 222]. В связи с этим при использовании ирригации рабочего объёма от 10 мл/мин [131] до 300 мл/мин [191] температура волновода не поднимается выше 42 °C, причём выделение тепла не наносит ущерб стенке сосуда [150]. Однако увеличение частоты положительно сказывается на скорости диспергирования ткани [116]. В связи с этим было принято решение использовать в качестве резонансной среднюю частоту из используемой области - 25 кГц.

С точки зрения диспергирования ткани ключевой характеристикой для эффективности ультразвуковых систем путем механического разрушения является амплитуда колебаний [103]. Для осуществления комбинированного воздействия она должна составлять не менее 10 мкм.

Таблица 20.

Ультразвуковые системы, используемые в ангиохирургии

Наименование Характеристики генератора Характеристики инструмента

Система Страна Частота, кГц Мощность, Вт Длина, см Материал Диаметр проводника, мм Диаметр рабочего окончания, мм Тип окончания Амплитуда, мкм Система доставки

УРСК 7Н-21 Россия 26,5 160 45 Титан 3 05.июл Кольцо, лопатка, эллипс 30± 15 -

OmniSonics Medical Technologies Inc. США 20 - 155 - 0,457 0,15 - - Катетер Transit

27082 KT. Storz Германия 26 250 50 1,2 2 Шар 27,5 ± 2,5 Тефлоновый катетер 7F

PDX-1 США 20 8-25 89 Титан 0,76 2 Шар 41,5 ±9,5 Катетер 7F-9F

Blackstone Ultrasonics США 19,6 16-20 105; 19,5 Титан 0,76 1,5; 2; 2,5; 3 Шар 50 ±25 Гайдваер Advanced Cardiovascular Systems

Angiosonics Inc. США - 16-18 140 Алюминий 1,6 - Двойной грибок 24,5 ± 1,5 Катетер для ЧТКА

- - 20 - - Алюминий 1,6 - - 75 ± 12,5 -

W-375 Sonicator, Heat Systems США 20 - - - - - - - -

3.5.3 Система фильтрации

В исследовании [134] отмечено, что в результате ультразвуковой обработки стенки сосуда образуется небольшое количество частиц размером более 10 мкм (выделенная серым зона на Рисунке 3.32), которые считаются опасными, так как могут стать причиной эмболизации Число частиц

800 г 700 600 -500 -400 -300 -200 -100 -

0 -4

Рисунок 3.32

Однако данные частицы даже в небольшом количестве могут привести к серьёзным осложнениям. К тому же в исследованиях [134, 209, 210, 211] обнаруженное количество крупных частиц было значительно больше (Рисунок 3.33).

Число частиц в зависимости от их размера при обработке стенки сосуда ультразвуком

Рисунок 3.33. Число частиц в зависимости от их размера при обработке стенки

сосуда ультразвуком

Для предотвращения риска дистальной эмболизации в рамках комбинированного метода воздействия в русло сосуда может вводится система эвакуации частиц патологической ткани.

Данное решение уже применялось [160] при наличии свежих тромбов в просвете артерии, то есть при окклюзиях давностью менее 3 месяцев.

Существующие системы защиты от дистальной эмболизации и их параметры представлены в Таблице 21 [108, 190].

Таблица 21

Параметры существующих систем защиты от дистальной эмболизации

Название Фирма Страна Диаметр установки, Fr Диаметр сосуда, мм Размер пор, нм

RX Accunet Abbott Vascular США 3,5-3,7 3,25-5,0 150

Angioguard RX Cordis Corp США 3,2-3,9 4,5-7,5 100

Emboshield Nav6 Abbott Vascular США 2,8-3,2 2,5-7,0 140

FiberNet Medtronic Inc Ирландия 1,7-2,9 3,5-7,0 <40

Таблица 21 (продолжение)

Название Фирма Страна Диаметр установки, Fr Диаметр сосуда, мм Размер пор, нм

FilterWire EZ Boston Scientific Corp США 3,2 3,5-5,5 110

SpiderFX Covidien Ирландия 3,2 3,0-7,0 50-300

Interceptor Medtronic Corporation Ирландия 2,7 4,5-6,5 100

Gore Filter System W. L. Gore & Associates США 3,2 2,5-5,5 100

Rubicon Boston Scientific Corp США 2,1-2,7 3-6 100

PercuSurge GuardWire Medtronic Inc Ирландия 2,8 3,0-5,5 50-300

Gore NPS W. L. Gore & Assoc США 2,8 3,0-5,5 50-300

Mo.Ma Ultra Medtronic Invatec Италия 2,8 3,0-5,5 50-300

Из существующих систем защиты в настоящий момент наиболее используемой на бедренных артериях является система FiberNet. Однако диаметр пор данной системы (<40 нм) является слишком малым, и большой объём мелкодисперсных частиц ткани может быстро перекрывать поры, нарушая процесс кровотока через фильтр. Следующие по частоте использования фильтры FilterWire EZ, Interceptor, Rubicon имеют недостаточный рабочий диаметр сосуда для установки (до 6,5 мм). В связи с этим для использования в качестве системы фильтрации выберем систему Emboshield Nav6, также используемую на бедренных артериях и обладающую диаметром пор 140 нм. Данная система позволит проводить продолжительное диспергирование атеросклеротической бляшки без риска эмболизации.

3.5.4 Система для эндоваскулярной реализации комбинированного метода

Комбинированный метод воздействия предусматривает также использование систем ирригации и аспирации. Система ирригации используется для доставки в место обработки физраствора или лекарственного вещества для усиления гидроэффекта ультразвука или импрегнации в стенку сосуда, соответственно. Система аспирации необходима для удаления продуктов воздействия или излишнего количества жидкости.

Эндоваскулярное применение предложенного метода возможно с использованием длинных гибких проводниковых систем. Длина проводниковой части инструментов обусловлена необходимостью доставки воздействия через минимально-инвазивные доступы к целевой области. Перечень доступов, используемых в эндоваскулярной хирургии, приведён в Таблице 22 [3, 6, 27, 28, 30, 31, 77, 89].

Таблица 22

Чрескожные доступы в эндоваскулярной хирургии.

Доступ Операция

Бедренный ретроградный реканализация, баллонная ангиопластика, стентирование, коронарное стентирование и ангиопластика эндартерэктомия, дезоблитерация, феморопрофундопластика

Бедренный антеградный реканализация, баллонная ангиопластика, стентирование, коронарное стентирование, ангиопластика, эндартерэктомия, дезоблитерация, феморопрофундопластика

Билатеральный трансрадиальный реканализация, баллонная ангиопластика, эмболизация

Транслюмбальный баллонная ангиопластика

Таблица 22 (продолжение)

Доступ Операция

Трансаксиллярный катетеризация брюшной аорты, баллонная ангиопластика

Трансфеморальный (антеградный, ретроградный, коллатеральный) реканализация, баллонная ангиопластика

Сонный стентирование

Лучевой коронарное стентирование и ангиопластика

Плечевой эмболизация внутренних подвздошных артерий

Ульнарный (локтевой) коронарные вмешательства

Чресподколенный баллонная ангиопластика, шунтирование

Интраоперационный баллонная ангиопластика

Забрюшинный доступ по Робу шунтирование, эндартерэктомия

Для проведения эндоваскулярных вмешательств на целевых артериях нижних конечностей наиболее подходящими являются трансфеморальный, бедренный и чресподколенный доступы (Рисунок 3.34).

Рисунок 3.34. Доступы к целевым артериям нижних конечностей: 1 - Трансфеморальный (антеградный, ретроградный, коллатеральный), 2 -Бедренный (ретроградный и антеградный), 3 - Чресподколенный.

В таком случае длина проводниковой системы для доставки воздействия от различных систем в рамках реализации комбинированного метода должна быть более 450 мм. В роли такой системы возможно использовать четырёхпросветный катетер, представленный на Рисунке 3.35. Поперечное сечение такого катетера представлено на Рисунке 3.36.

Рисунок 3.35. Четырёхпросветный катетер для реализации метода комбинированного воздействия. 1 - канал системы диспергирования, 2 - канал системы охрупчивания, 3 - канал системы аспирации, 4 - канал системы

ирригации.

Рисунок 3.36. Сечение катетера для реализации метода комбинированного

воздействия

Схема реализации комбинированного воздействия с использованием длинных гибких проводниковых систем представлена на Рисунке 3.37.

Рисунок 3.37. Схема реализации комбинированного метода

ВЫВОДЫ ПО ГЛАВЕ 3

Разработана методика испытаний стенки кровеносных сосудов аорто-бедренного сегмента в условиях, приближенных к in vivo, с использованием которой определены биомеханические характеристики различных слоёв нативной и атеросклеротически поражённой стенки.

Проведены исследования, показавшие в различающихся группах при изменении условий проведения испытаний с 20 °C на воздухе на 37 °C в физрастворе увеличение среднего модуля Юнга на 44-121 %, напряжения при разрыве на 57 % и деформации на 8 %. Различия в характеристиках показывают необходимость их определения в условиях, приближенных к in vivo.

Установлено, что при коагуляции стенки подвздошной артерии происходит увеличение среднего напряжения при разрыве на 14 % и среднего модуля Юнга при малых деформациях на 188 %

На основании данных об упруго-деформативных характеристиках сосудистой стенки, в том числе полученных в ходе биомеханических испытаний, создана модель комбинированного воздействия на биоткань, позволившая определить, что разрушающие напряжения в обрабатываемой ткани образуются в карбонизированном слое при его толщине не более 100 мкм, толщине коагулированного слоя не более 1,2 мм и амплитуде колебаний не менее 10 мкм. В качестве термического воздействия для реализации комбинированного метода было выбрано лазерное излучение, позволяющее создать равномерный слой карбонизированной ткани, толщиной около 100 мкм, по всей поверхности бляшки. Выбрана длина волны лазерной системы - 1719 нм, обеспечивающая наилучшее поглощение непосредственно фиброатероматозной бляшкой при наименьшей травматизации здоровой сосудистой стенки

С учётом выбранной толщины карбонизированного и коагулированного слоёв бляшки и полученных параметров ультразвукового и термического воздействия была разработана технология и схема реализации комбинированного воздействия с использованием гибких проводниковых систем, доставляемых с помощью катетера.

ГЛАВА 4. ОПРЕДЕЛЕНИЕ ЭРГОНОМИЧЕСКИХ ПАРАМЕТРОВ РОБОТИЗИРОВАННОЙ СИСТЕМЫ.

4.1 Эргономические параметры робота-манипулятора

На третьем этапе создания БТС для роботизированной малоинвазивной ультразвуковой ангиохирургии осуществляется информационное согласование, обеспечивающее соблюдение принципов адекватности и идентификации информационной среды. Разрабатываются требования к характеристикам технических элементов системы, обеспечивающих нормальное функционирование биообъекта. При этом выявляются параметры технической и биологической частей БТС, которые целесообразно использовать в техническом задании на конструкторскую разработку системы.

Для определения параметров и характеристик технических элементов БТС, в частности роботизированной системы, необходимо учитывать фактор наследственности. Он проявляется в передаче функций управления системой воздействия на пациента от хирурга к роботизированной системе. Эта задача решается путём нахождения эргономических параметров проведения операции. Данная задача состоит из двух частей: определение эргономических параметров роботизированной системы со стороны хирурга и определение эргономических параметров со стороны пациента. Наименее изученной является вторая часть, позволяющая определить требования, предъявляемые к роботам-манипуляторам, при передаче им функций хирурга.

Движения роботов-манипуляторов разделяют на три вида [99]: глобальные - на расстояния, превышающие размеры самого робота, региональные - в пределах рабочего пространства, локальные - в отдельных зонах рабочего пространства, соизмеримые с размерами захвата. В данной работе для предъявления общих требований к роботу-манипулятору необходимо определить его региональные

параметры, такие как рабочая зона (покрывающая зону обслуживания хирурга), угол сервиса и коэффициент сервиса (Рисунок 4.1).

Рисунок 4.1. Эргономические параметры робота-манипулятора

Рабочая зона - пространство, в котором может находиться рабочий орган при функционировании манипулятора [25]. Данная зона может быть определена путём вычисления огибающей траекторий движения рук хирурга.

Зона обслуживания - часть пространства, в котором может находиться рабочий орган при функционировании манипулятора, в которой можно выполнить операции с объектом манипулирования [99].

Угол сервиса (у) - телесный угол, внутри которого захват может подойти к данной точке [99]. Величина телесного угла определяется отношением площади сферы, вырезанной этим углом, к квадрату радиуса сферы. Для определения угла сервиса необходимо провести оценку углов, под которыми рука хирурга подходит к различным точкам зоны облуживания.

Коэффициент сервиса в данной точке (0) - отношение угла сервиса (у) к его максимальному значению - 4п. Коэффициент сервиса оценивает возможности манипулятора, по выполнению различных операций.

Для предъявления таких требований с целью роботизации операции необходимо провести исследования по определению эргономических параметров движений руки хирурга (Рисунок 4.2).

Движение хирургического инструмента

Рисунок 4.2. Схема эргономических исследований операций, подлежащих

роботизации

4.2 Эргономические параметры движений рук хирурга 4.2.1 Существующие системы трекинга рук

Существующие системы для определения движений рук хирурга за рубежом в основном применялись для оценки квалификации хирургов в лабораторных условиях [127]. В Имперском колледже Лондона была предложена концепция Анализа движений рук (Hand Motion Analysis), как метод оценки работы хирурга, который был впоследствии показан объективным и надежным [187, 114].

Точность определения движений для существующих систем находится в диапазоне от 67 % (для оптических) до 99 % (для электромагнитных). Средняя ошибка позиционирования отслеживаемых системой точек варьируется в диапазоне от 6 мм (для электромагнитных) до 50 мм (для оптических), причём системы с ошибкой менее 10 мм считаются высокоточными.

Существует множество методов отслеживания перемещений рук хирурга в пространстве. Их можно разделить на 2 большие группы:

1) С использованием датчиков

Комплексное дбижение руки

К данной группе относится отслеживание с использованием электромагнитных датчиков, датчиков положения, перемещения, ускорения и других. Для применения этих методов необходимо жёсткое закрепление датчика на объекте исследования, позволяющее отождествить данные о перемещениях датчика с данными о перемещениях объекта.

В перчатке DataGlove [121] для определения положения руки в пространстве используется датчик с шестью степенями свободы, а для определения положения пальцев относительно ладони или предплечья используют тензодатчики.

Электромагнитный датчик Isotrak II от Polhemus (США), входящий в состав прибора для регистрации рук хирурга Imperial College Surgical Assessment Device (ICSAD), находит широкое применение в лабораторных условиях для моделирования лапароскопических и открытых операций [127]. Датчики крепятся к тыльным сторонам кистей хирурга и позволяют определить количество движений и их характеристики, такие как скорость и точность. Также на основе прибора была выполнена система одновременной видеорегистрации и регистрации движений хирурга [122].

Был протестирован электромагнитный датчик Patriot от Pohlemus (Colchester, VT, США), который закреплялся на руках хирурга и позволял отслеживать движения с более высокой частотой (60Гц) и разрешающей способностью определения координат до 1,5 мм [229].

В лабораторных условиях для лапароскопических операций также использовался магнитный датчик microBIRD от Ascension (Milton, VT, США) [143]. Он представляет собой цилиндр диаметром 1,8 мм, положение которого определяется электромагнитной навигационной системой с линейной разрешающей способностью до 1,4 мм и ротационной до 0,5°.

К преимуществам методов этой группы относится высокая точность определения траектории и непрерывность получения данных с датчика. В связи с тем, что датчики закрепляются на руки и имеют достаточно крупный размер, они применимы для моделирования операции и выполнения операции на фантоме или манекене, однако неприменимы в условиях реальной хирургической операции.

Провода, идущие к датчикам, стесняют движения хирурга, что может негативно сказаться на исходе операции. Использование электрических схем для снятия сигнала с датчиков увеличивает их геометрические размеры, что может сказаться на возможности их применимости в условиях ограниченного пространства. Использование модулей поддержания беспроводного соединение с датчиками для снятия сигнала ещё больше увеличивает их размеры. К тому же применяемые системы не стерилизуются и таким образом нарушают условия стерильности операционного поля.

2) С использованием сенсоров

К этой группе относятся методы визуального контроля за перемещениями объекта. Для этого используются различные сенсорные системы, в том числе оптические и ультразвуковые. При этом на объект исследований могут устанавливаться специальные мишени, положение в пространстве которых легко определить, или наноситься метки. Также в эту группу входят методы, при использовании которых мишени или метки не используются, а трекинг объекта осуществляется исключительно в ходе анализа полученного изображения, путём выделения характерных элементов на нём. В этом случае мишенью служит сам объект исследований.

Акустический лапароскопический тренажер от Zebris Medial GmbH (Isny, Германия) [144] определяет координаты инструмента при помощи ультразвука и системы микрофонов. Прототип акустической системы от Delft University of Technology (Нидерланды), разработанной для регистрации положения инструментов в операционной, даёт точность определения лапароскопических инструментов до 40 мкм с расстояния в 1 м и теоретически применим для других типов инструментов.

Системы, использующие распознавание цветных маркеров, нанесённых на инструмент, применяются в моделировании лапароскопических операций. На этом принципе основан лапароскопический тренажер ProMIS (Haptica Inc., Бостон)

[114].

Системы, отслеживающие инструменты, но не имеющие возможности отслеживания непосредственно рук хирурга не позволяют роботизировать

минимально-инвазивные операции. Это объясняется невозможностью установки датчиков или маркеров на эндоваскулярные инструменты вследствие малых габаритов последних.

Определению характеристик перемещения непосредственно рук посвящена работа [1], в которой осуществляется прототипная реализация программно -аппаратного комплекса распознавания жестов, в котором используются подходы, основанные на оптическом захвате движения. В данной работе показывается, что отказ от использования информации о цвете позволяет обойти такие проблемы, как динамическое освещение, затенение, «быстрые» и «медленные» изменения освещения во время съемок, а также предлагаются 2 метода захвата движения: слежение за объектом как за точкой интереса и использование контекстной информации о строении тела человека для восстановления полной позы в пространстве.

В целом подходы к оптическому трекингу рук делятся на два типа: алгоритм, основанный на изображении или «снизу-вверх» и основанный на модели или «сверху-вниз», которые описывают соответственно поиск решений для параметрически заданной модели и сегментацию по поиску модели в определенной позиции на изображении. Первый метод является более точным, но легче теряет объект. Недостатком второго метода является необходимость в большой базе данных. Гибридные методы могут использовать поиск отдельных частей объекта на картинке для предложения позиций и оптимизацию для ускорения нахождения положения руки. Используемые методы оптимизации в них могут давать погрешность, связанную с поиском минимума в ограниченной области вокруг предыдущего положения руки или пальца. Модельный алгоритм, использующий поиск нескольких решений, теоретически способен устранить существующие недостатки [181]. Данный алгоритм был применен в работе [245], причём точность сегментации трекинга была увеличена при помощи учета коэффициентов, вычисленных по пространственному и временному сходству модели руки и регистрируемой руки.

Детектирование положения руки по заданной библиотеке позиций было реализовано в работе [234]. В ней распознавание возможных позиций

реализовывалось, основываясь на стандартных положениях руки, и распознавании объектов, частично закрытых другими.

Исследование [221] основывается также на распознавании поз по изображению, однако в данном алгоритме были снижены ошибки по временной потере объекта. Целью работы было создание гибкого в использовании метода по распознаванию сложных движений с возможностью адаптации к любым электронным устройствам для применения в различных сферах.

Также был проведен сравнительный анализ различных алгоритмов, большинство из которых было реализовано в ПО Ма^аЬ, на предмет точности распознавания быстрых движений пальцев руки [166]. Метод безмаркерного точного отслеживания пальцев рук при помощи одной камеры был разработан в университете Макса Планка [230]. Данный метод позволяет реализовать трекинг при разных положениях камеры и закрытии некоторых пальцев.

Трекинг рук хирурга в перчатках был проведён при помощи разработанной системы Gestix для управления рентгенологическими изображениями [241]. Видеокамера распознавала руку хирурга, однако распознавание движений заключалось лишь в детектировании широких жестов хирурга, не относящихся к проведению операции.

Решающими факторами в выборе метода трекинга рук хирурга во время операции были возможность стерилизации объектов, соприкасающихся с руками хирурга, их габаритные размеры, а также отсутствие помех движениям хирурга. В то же самое время система должна была различать мелкие манипуляции хирурга для уточнения его движений. На данный момент нет системы, которая бы выполняла описанные необходимые функции, в связи с этим актуальна её разработка.

4.2.2 Трекинг рук хирурга во время операции

Для отслеживания рук хирурга был выбран оптический метод трекинга, как наиболее подходящий для применения в условиях реальной операции. Вследствие невозможности создать в операционной условия для контрастной съёмки

исключительно рук хирурга, необходима установка на них меток, которые в дальнейшем будут отслеживаться. Данные метки должны выдерживать процедуру стерилизации и быть контрастны перчаткам для выделения их из видеопотока. В данной работе использовались метки, сделанные на перчатках хирурга спиртовым раствором бриллиантового зелёного, закреплённым сверху спиртовым йодным раствором. В качестве модели кисти хирурга использовалась 21-точечная скелетная модель, подобная [159] (Рисунок 4.3, а), в которой 19 точек соответствуют расположению суставов пальцев, одна точка соответствует области пястья и одна - запястья. Метки наносились в точках, соответствующих узлам модели кисти (Рисунок 4.3, б).

а б

Рисунок 4.3. Модель руки (а) и схема нанесения отслеживаемых точек на руки

хирурга (б)

Таким образом движению точек сопоставлялось движение соответствующих частей руки. Учитывая, что сгибание пальца возможно только в суставах, жёстко соединённых между собой прямыми фаланговыми костями, после определения траектории движения суставов, восстанавливалась траектория движения всего пальца в целом.

Совокупное движение всех частей складывается в комплексное движение руки, которое необходимо для продвижения хирургического инструмента. Таким

образом движение инструмента соответствует комплексному движению руки хирурга (Рисунок 4.4).

Рисунок 4.4. Схема применения трекинга для эргономических исследований

Для определения траекторий движения был выбран метод видеонаблюдения за метками. Для того, чтобы наличие камер в операционной не препятствовало деятельности медицинского персонала, были определены области их наилучшего расположения (Рисунок 4.5).

Штатиды

Выдйижные стоики

Видеокамеры

Наркозно-дыхатепьные аппараты

Рисунок 4.5. Области расположения видеокамер в операционной.

Области установки камер расположены на большом удалении от операционного поля. В связи с этим для съёмки необходимы штативы, высотой не менее 2,2 м и выдвижные стойки, длиной не менее 2 м. Материал или покрытие штативов и стоек должен быть устойчив к дезинфекции. Камеры должны иметь

минимально возможные размеры и вес, а также оптическую стабилизацию для снижения влияния вибраций штатива на изображение. Для произведения видеосъемки операций были выбраны камеры Panasonic HC-V500. Обладая малым весом и низкой дисторсией, данные камеры позволяют получать изображение разрешением 1920 х 1080 с частотой 50 Гц.

Вследствие высокого разрешения камер и наличия в них оптической стабилизации задача трекинга решалась с использованием методики, схожей с применённой в [72]. Каждая из двух используемых камер регистрировала 2D-изображение операционного поля и рук хирурга, которое подвергалось обработке с использованием разработанного программного обеспечения. Программное обеспечение для трекинга соответствовало следующим требованиям:

- отслеживать перемещение меток на изображениях, получаемых с камер;

- оценивать их положение в трёхмерном пространстве и параметры движения;

- быть устойчиво к проблеме выпадения точек из поля зрения камеры;

- использовать различные пары камер для восстановление трёхмерной координаты метки;

- иметь возможность прерывать трекинг и возобновлять его;

Выделение искомых меток осуществлялось в ПО Matlab в соответствии с

алгоритмом, представленным на Рисунке 4.6.

Рисунок 4.6. Алгоритм трекинга точек

Результат реализации алгоритма представлен на Рисунке 4.7. Найденная Д-окрестность точки последовательно подвергалось следующей обработке. Перевод в оттенки серого (1), контрастирование с у-коррекцией (2), обработка фильтром Канни (3), заполнение связных областей (4), эрозия (5). Координата центра масс получившейся области является координатой точки на данном кадре.

Рисунок 4.7. Обработка изображения точки

Для получения трёхмерных координат метки из двухмерных, полученных с камер, они преобразовывались следующим образом.

Каждая пара камер в исследовании относится к эпиполярной конфигурации стереоскопической системы. Преобразование координат с пары камер к и т можно

записать как

У 2

= Р

, где Р - матрица преобразования.

Известно [96], что изменение координаты с момента времени 1Х до можно представить с помощью одного вектора переноса и одной матрицы поворота, независимо от формы траектории тела между указанными моментами времени.

Для определения параметров этих матриц необходим общий для всех полей зрения камер калибровочный стенд на изображении, геометрические параметры которого известны и который связан с системой отсчёта. Расположение координатных осей также выбиралось в соответствии с расположением калибровочного стенда. В роли такого объекта был выбран куб (Рисунок 4.8) с известной длиной ребра. Для определения положения куба относительно камер на нём выделялось не менее 6 [96] характерных точек на различных гранях, глобальные координаты которых известны.

Рисунок 4.8. Калибровочный куб

Дляу-й калибровочной точки можно записать:

У + С14

ХУ = (С11 С3\Х] ) + (С12 С32ХУ ) Yj + (С13 С33ХУ ) ^ У у = (С2\ - С31Уу ) + (С22 - С32 У У ) Yj + (С23 - С33 У у ) ^ у +

(4.1)

где Саъ - элемент матрицы камеры. Разделив известные и неизвестные величины в отельные вектора получим:

X, у, , \, о, о, о, о, -х]%], -Ух , -1}х}

0,0,0,0, X,, У,, 2, ,\, -Х,у,, -У,у,, -2,у,

"13

"14

"22

"32

"33 .

У,

(4.2)

или в матричной форме Л2тПС1Ы = В2т11. Неизвестная матрица камеры С определялась как С = (ЛТЛ) 1АТВ, причём решение учитывало минимизацию вектора невязок я = в-лс .

Реализация алгоритмов трекинга и пересчёта осуществлялась в ПО Ма^аЬ в соответствии с алгоритмом, представленным на Рисунке 4.9.

С

х

24

Рисунок 4.9. Алгоритм реализации трёхмерного трекинга

Отработка метода проводилась на базе Центральной клинической больницы № 2 им. Н.А.Семашко ОАО «РЖД» при выполнении хирургической операции «ультразвуковая эндартерэктомия» [62]. На Рисунке 4.10 представлен внешний вид штатива с установленной на нём видеокамерой. На Рисунке 4.11 показано расположение штативов и камер в операционной.

Рисунок 4.10. Штатив с видеокамерой в операционной

Рисунок 4.11. Расположение штативов и камер в операционной

В процессе отработки метода метки для отслеживания наносились на кисть с двух сторон. Для съёмки использовались две видеокамеры. Это минимальное число 2Э камер, при котором появляется возможность определить трёхмерную координату объекта, находящегося в их поле зрения. Запись производилась на носитель, а затем переносилась в компьютер.

В рамках отработки метода выявлены следующие замечания к изначально выбранным параметрам экспериментальной установки:

- Для камер геометрические размеры, не играют существенной роли, так как они находятся в зоне операционной, не используемой врачами.

- Вес камеры является существенным параметром, так как при большом удалении от оси штатива камера, закреплённая на выносной стойке, может его перевернуть.

- Для выделения необходимого участка съёмки, вне зависимости от расположения, камера должна обладать оптическим зумом.

- В процессе операции, вследствие передвижения медицинского персонала, зачастую происходит перекрытие обзора одной или обеих камер. В связи с этим

для записи операции необходимо не менее 4 камер, чтобы в каждый момент времени хотя бы 2 из них записывали вид операционного поля.

- Проставление меток с двух сторон руки хирурга избыточно. Ладонь хирурга большую часть времени закрыта от камер и повёрнута вниз. При этом увеличивается время нанесения меток и последующей обработки данных. В свою очередь угол поворота руки возможно фиксировать и при одностороннем проставлении меток.

- Необходимо использование калибровочного куба, обладающего большей жёсткостью (для сохранения формы при различных воздействиях) и точностью простановки характерных точек на гранях.

Данные замечания были учтены при съёмках эндоваскулярных операций в ФГБНУ РНЦХ им. акад. Б.В. Петровского. В рамках проведения работ была выполнена съёмка 10 эндоваскулярных операций с использованием 4 камер (Рисунок 4.12).

Рисунок 4.12. Кадры эндоваскулярной операции в ФГБНУ РНЦХ им. акад. Б.В.

Петровского. Вид с четырёх камер

Используемый для калибровки камер куб представлен на Рисунке 4.13. Использование печати в качестве метода изготовления куба позволило существенно повысить точность расположения его элементов.

Рисунок 4.13. Калибровочный куб, выполненный с использованием технологии

3Э печати

Таким образом разработанная система представляет собой аппаратно-программный комплекс, состоящий из набора камер (4 шт.), набора штативов с грузами для установки камер (4 шт.), калибровочного объекта, красителя для меток, и специализированного ПО для обработки полученных данных.

4.2.3 Эргономические параметры робота-манипулятора для проведения

эндоваскулярной операции

Монтаж полученных видеофайлов позволил выделить на записях участки интереса и сократить среднюю продолжительность видео с четырёх камер с 3,27 часов до 0,77 часа. При монтаже также была обеспечена синхронизация видеопотоков от нескольких камер. Это было реализовано путём смещения видео по временной шкале до синхронизации схожих всплесков на аудиодорожках.

Для обработки были выбраны 3 операции с наибольшим присутствием рук хирурга в кадре. Общая продолжительность трекинга составила 135711 кадров. Типичный вид зоны обслуживания рук хирурга при проведении минимально -инвазивной рентгеноэндоваскулярной операции представлен на Рисунке 4.14.

501 7 1 1-7-7-7-7-7-/"

-350 -300 -250 -200 -150 -100 -50 О 50 100

Рисунок 4.14. Зоны обслуживания рук хирурга при проведении эндоваскулярной

операции.

По результатам трекинга всех операций полученные точки от обеих рук были объединены в единое облако точек, определяющее зону обслуживания. Габаритные размеры зоны обслуживания хирурга составили 887 х 856 х 331 мм.

Для определения угла и коэффициента сервиса за ось движения кисти при совершении действия была принят отрезок, соединяющий точки на пястье и запястье. Полученные отрезки переносились точкой запястья в начало координат и обрезались до единичной длины (Рисунок 4.15).

Рисунок 4.15. Расположение оси кисти хирурга при проведении эндоваскулярной

операции

Для определения телесного угла, в который попадают все отрезки, точки пястья, находящиеся на сфере единичного диаметра, были подвергнуты ЦУ-преобразованию и дальнейшему определению выпуклой оболочки полученного множества. Выпуклая оболочка была перенесена обратно на сферу и определила площадь, соответствующая углу сервиса (Рисунок 4.16).

Рисунок 4.16. Угол сервиса при проведении эндоваскулярной операции.

Угол сервиса определялся как часть от площади поверхности сферы, лежащей внутри данного угла. По результатам трекинга угол сервиса хирурга при проведении эндоваскулярной операции составил 1,29п стерадиан. Коэффициент сервиса составил 0,32.

Определяющим фактором выбора робота является то, что зона обслуживания хирурга при проведении эндоваскулярной операции не должна превышать рабочую зону робота-манипулятора. Требования к эргономическим параметрам роботизированной системы для реализации эндоваскулярного вмешательства представлены в таблице 23.

Таблица 23.

Требования к эргономическим параметрам роботизированной системы для реализации эндоваскулярного вмешательства

Параметр Величина, не менее

Габаритные размеры рабочей зоны 887 х 856 х 331 мм

Угол сервиса 1,29п

Коэффициент сервиса 0,32

Исходя из полученных эргономических параметров в качестве робота, для реализации комбинированного воздействия был выбран 7-степенной робот-

манипулятор (МРАМ) (Рисунок 4.17).

I'.

Рисунок 4.17. 7-степенной робот-манипулятор (МРАМ)

Разработанный для проведения операций в том числе в сердечнососудистой хирургии данный робот выполняет требования по зоне обслуживания, обладая подходящей рабочей зоной (Рисунок 4.18), габаритные размеры которой составляют 1800 х 1800 х 1550 мм, углу (1,76п) и коэффициенту сервиса (0,44) для реализации эндоваскулярных вмешательств [7].

Рисунок 4.18. Рабочая зона МРАМ и зона обслуживания хирурга.

По результатам второго и третьего этапов создания БТС разрабатывается техническая система воздействия.

ВЫВОДЫ ПО ГЛАВЕ 4

Впервые для формирования эргономических требований к роботизированным системам с учётом особенностей проведения операции предлагается использовать оптические методы трекинга рук хирурга во время операции.

Разработана методика исследования эргономических параметров хирурга при проведении операции, основанная на использовании видеосъёмки движения рук хирурга с дальнейшим программным определением их положения в трёхмерном пространстве.

Определены эргономические параметры проведения минимально -инвазивной операции со стороны пациента. Габаритные размеры зоны обслуживания хирурга составили 887 х 856 х 331 мм, угол сервиса - 1,29п стерадиан, коэффициент сервиса - 0,32.

С учётом наследственности в качестве роботизированной системы для проведения комбинированного метода воздействия выбран робот-манипулятор МРАМ, обладающий 7 степенями подвижности и обеспечивающий возможность требуемых перемещений.

ГЛАВА 5. РАЗРАБОТКА РОБОТИЗИРОВАННОЙ СИСТЕМЫ ДЛЯ РЕАЛИЗАЦИИ КОМБИНИРОВАННОГО ВОЗДЕЙСТВИЯ

5.1 Технологическая схема реализации комбинированного метода

В разрабатываемой БТС для роботизированной малоинвазивной ультразвуковой ангиохирургии техническая система представляет собой совокупность робота-манипулятора, системы воздействия и системы наблюдения. В свою очередь система воздействия состоит из системы охрупчивания, системы диспергирования, системы аспирации, системы ирригации и системы фильтрации. Технологическая схема реализации комбинированного метода воздействия для удаления атеросклеротической бляшки с использованием данных систем представлена на Рисунке 5.1.

Рисунок 5.1. Технологическая схема процесса удаления атеросклеротической

бляшки комбинированным методом

До начала воздействия в сосуд вводится система фильтрации, улавливающая крупные частицы, образующиеся в процессе обработки, для предотвращения эмболизации. В процессе комбинированного воздействия на атеросклеротическую бляшку на первой стадии производится её охрупчивание при помощи лазера. На второй - охрупченная бляшка разрушается при помощи системы ультразвукового диспергирования. Так как данный процесс позволяет удалить только небольшую часть поражения он повторяется в автоматизированном цикле до полного устранения бляшки, контролируемого хирургом. В ходе воздействия при необходимости задействуются системы ирригации и аспирации.

5.2 Создание системы диспергирования 5.2.1 Методика создания УЗКС для хирургии

Для создания системы диспергирования, реализующей разрушение охрупченой ткани методами эндоваскулярной хирургии, была разработана методика расчёта УЗКС. Исходной для создания методики являлась схема, предложенная в [95], представленная на Рисунке 5.2.

Рисунок 5.2. Схема методики расчёта УЗКС

Разработанная схема методики создания УЗКС представлена на Рисунке 5.3.

Рисунок 5.3. Схема методики создания УЗКС для хирургии При проектировании ультразвуковых хирургических систем медицинского назначения исходные данные для разработки формулируются исходя из поставленной медицинской задачи. В зависимости от биообъекта, типа и параметров воздействия выбираются необходимые характеристики УЗКС, такие

как рабочая частота, выходная амплитуда, диаметр составных частей, длина инструмента и прочие.

5.2.2 Элементы системы диспергирования

Рассмотрим более подробно создание элементов системы диспергирования (Рисунок 5.4).

Рисунок 5.4. Элементы системы диспергирования

Существует два типа электро-акустических преобразователей -магнитострикционные и пьезокерамические. Магнитострикционные преобразователи обеспечивают большую мощность УЗ колебаний, однако требуют применения принудительного водяного охлаждения. В свою очередь современные пьезокерамические материалы типа APC 841, ПКР-8М, ЦТС-24 по своим мощностным характеристикам не уступают магнитострикционным материалам, а по КПД значительно превосходят их [88]. Также пьезокерамические материалы характеризуются сохраняют работоспособность при температуре более 200°С, поэтому используются без принудительного охлаждения. Исходя из этого был выбран пьезокерамический ЭАП. Стоит заметить, что все современные ультразвуковые ангиохирургические системы, найденные в ходе аналитического обзора, (Таблица 20) также построены на его основе.

Среди типов пьезокерамических ЭАП был выбран Ланжевенов тип преобразователя, позволяющий одновременно получать большую амплитуду колебаний и высокую мощность [178]. Наилучшим вариантом работы преобразователя является размещение пьезоэлементов между узловой плоскостью и торцом отражающей накладки [94]. При этом получаются промежуточные условия по нагружению пьезоматериала, КПД и стабильности работы преобразователя.

Внешний диаметр составных частей ЭАП - демпфера, пьезокерамики и волновода-концентратора - выбирался исходя из удобства хирурга при ручном использовании системы.

Для увеличения амплитуды колебаний рабочего окончания применяются УЗ концентраторы. Наиболее распространёнными формами переходных участков концентраторов являются ступенчатый, экспоненциальный, катеноидальный и конический (Рисунок 5.5 [83]).

а б в г

Рисунок 5.5. Формы концентраторов, используемых для увеличения амплитуды колебаний. а - ступенчатый, б - экспоненциальный, в - катеноидальный,

г - конический

Большие механические напряжения, возникающие в зоне перехода между участками различного диаметра, исключают применение ступенчатых концентраторов при создании высокоинтенсивных УЗ колебаний с амплитудой более 30 мкм [81]. В свою очередь выполнение экспоненциального и катеноидального переходов между двумя цилиндрическими участками достаточно

технически сложная и не всегда оправданная операция. В связи с этим был выбран концентратор с переходным участком конической формы.

Для проводниковой части и рабочего окончания диаметр выбирался исходя из параметров просвета катетера и диаметра сосуда.

5.2.3 Усиление амплитуды ультразвуковых колебаний путём изменения

свойств материала

Особенностью ультразвуковых эндоваскулярных инструментов является наличие длинной (до 1000 мм) гибкой проводниковой части. Для осуществления воздействия на участки, рассматриваемые в данной работе длина проводниковой части волновода-инструмента должна быть более 550 мм. Увеличение потерь на внутреннее трение в связи с большой протяжённостью, малая площадь сечения проводниковой части и её изгибы при проведении по сосудистому руслу приводят к потере акустической энергии колебаний [209] и, как следствие, уменьшению амплитуды. При этом диаметр волновода ограничен диаметром просвета катетера, через который производится его доставка к месту воздействия. Для обеспечения достаточной эффективности площадь рабочего окончания не должна быть меньше 1,5 мм2.

В связи с этим усиление амплитуды колебаний путём уменьшения площади поперечного сечения волновода (Рисунок 5.6) нецелесообразно из-за увеличения вероятности поломки при уменьшении диаметра, а во многих случаях невозможно вследствие технологической сложности.

Рисунок 5.6. Волновод-концентратор с усилением колебаний путём уменьшения

площади сечения

Для решения задачи усиления колебаний возможно использовать пространственное изменение механических свойств материала, в частности скорости звука и плотности.

Возьмём волновод, состоящий из двух цилиндрических участков. В общем случае при переходе от одного участка волновода к другому будут изменяться все параметры (Рисунок 5.7).

Рисунок 5.7. Волновод-концентратор с усилением колебаний путём уменьшения площади сечения и изменения свойств материала. Для первого и второго

участка соответственно: - площадь поперечного сечения; /,, /2 - длина;

С,с2 - скорость звука в материале; р,р2- плотность материала;

Исходя из уравнений неразрывности для перемещения и силы, возникающих при распространении колебаний по волноводу, составим систему

(5.1).

' Nl(- А) = 0

и (0) = щ (0) <! (5.1)

N,(0) = N,(0)' ( )

N,(/2) = 0

где N, N2 - силы, возникающие при распространении колебаний, в первом и втором участке волновода соответственно; и1, и2 - перемещения, возникающие при распространении колебаний, в первом и втором участке волновода соответственно.

Взяв за начало координат точку на оси волновода в стыке между первым и вторым участками и используя уравнение свободных колебаний [35], получим:

C sin alll + C2 cos al = 0 C = C

C1 C3

Pi С2 Fai C2 = ^2C2F2a2C4

C sin a2l2 + C4 cos a2l2 = 0

(5.2)

a

a

где C1, C2, C3, C4 - произвольные постоянные; a1 = —, a2 =— - волновые числа; a

циклическая частота колебаний;

Решая систему (5.2), относительно констант Q, C2, C3, C4 получим:

, sin a2l2

sin a^ + A--— cos a^ = 0,

cos a2 l2

E F a 1

где A = 2. Коэффициент усиления системы K = —¡=.

(5.3)

ExFxax

VA

Усиление амплитуды колебаний при c1= c2 и P=P2 (Рисунок 5.6)

F

достигается изменением площади F таким образом, что к = . Однако, этого же

F

результата можно добиться при сохранении площади поперечного сечения (— = ——

С

Pi

), изменением соотношения и/или п (Рисунок 5.8), то есть изменением

С

свойств материала различных участков..

P2

Рисунок 5.8. Волновод-концентратор с усилением колебаний путём изменения

свойств материала.

В этом случае коэффициент усиления будет определяться как

K

ci P

С2 P2

(5.4)

<

2

Таким образом усиление амплитуды колебаний создаётся не только изменением площади поперечного сечения волновода, но и изменением его свойств [68, 84, 133].

Использование пространственного изменения свойств материала волновода при создании ультразвуковых минимально-инвазивных инструментов позволит обеспечить передачу и усиление продольных ультразвуковых колебаний высокой интенсивности. Создание таких инструментов возможно несколькими способами: сваркой, аддитивным методом и управляемым изменением свойств материала. Подробное описание этих методов представлено далее.

5.2.4 Моделирование системы диспергирования

На основании полученных данных создавалась начальная упрощённая модель УЗКС. На данном этапе были введены следующие допущения:

- резьбовые соединения заменяются простым стыком поверхностей;

- не учитывается влияние параллельных элементов;

- не учитывается наличие мелких элементов (пазов, скруглений);

- рабочее окончание УЗКС представляется в виде пассивной насадки; Неизвестные геометрические параметры полученной модели (Рисунок 5.9)

определялись в ходе предварительного расчёта в пакете программ Matlab.

Рисунок 5.9. Предварительная модель для расчёта геометрических параметров

УЗКС

В рамках расчёта были введены допущения, обусловленные аналитической методикой, представленной в [35]:

- волновод прямолинеен - линия, проходящая через центры тяжести всех поперечны сечений - прямая (исключая сверлоподобные варианты);

- поверхности, проходящие через главные центральные оси всех сечений, -плоскости;

- материал волновода линейно-упругий;

- амплитуда колебаний мала;

- гипотеза Бернулли справедлива.

Расчёт производился поэтапно для каждой части УЗКС. При расчёте учитывалось, что для получения максимальной амплитуды на резонансе двухполуволновой системы необходимо, чтобы резонансная частота преобразователя была выше, а волновода - ниже резонансной частоты системы [23]. На последнем этапе происходило совмещение рассчитанных частей и проверка полученных значений путём расчёта всей УЗКС целиком.

По результатам предварительного расчёта была создана 3D-модель УЗКС посредством систем автоматизированного проектирования, таких как «Компас-3D», «AutoCad» и других. На данном этапе производилась детализация геометрии частей УЗКС, включающая хвостовики, пазы, скругления, рабочее окончание и прочее (Рисунок 5.10).

Производился расчёт резонансной частоты полученной 3D-модели УЗКС методом конечных элементов. При выполнении расчётов были введены следующие допущения:

- не учитывается влияние предварительного сжатия керамики на параметры

УЗКС;

Рисунок 5.10. 3D-модель УЗКС

- резьбовые соединения заменяются неразъёмными;

- не учитываются участки подведения напряжения к электродам ЭАП.

Данные допущения снижают точность расчёта, однако погрешность определения параметров составляет не более 4 %, что удовлетворяет практическому применению [162].

В данной диссертационной работе расчёт проводился в пакете программ ЛшуБ в двух режимах анализа. В рамках модального анализа определялась собственная частота УЗКС для различных типов колебаний (Рисунок 5.11). Рассчитанная длина проводниковой части инструмента составила 556 мм.

Рисунок 5.11. Результаты модального анализа. Собственная частота продольных

колебаний УЗКС

В рамках гармонического анализа определялась амплитудно-частотная характеристика УЗКС (Рисунок 5.12). На резонансной частоте (25 кГц) при моделировании подачи переменного напряжения 100 В на пьезокерамику амплитуда колебаний рабочего окончания составила 39,7 мкм.

А, мкм

24020 24250 24500 24750 25000 25250 25500 25750 26000 £Гц

Рисунок 5.12. Амплитудно-частотная характеристика УЗКС

Расчёт методом конечных элементов также, как и предварительный расчёт, проводился для различных частей УЗКС отдельно, а в заключении совместно для всей системы. При отклонении получившихся параметров от требуемых вносились

корректировки в 3Э-модель системы и расчёт повторялся. Результатом этого этапа служит УЗКС, соответствующая требуемым параметрам.

Завершающими частями 3 этапа создания БТС являлась разработка конструкторской и программной документации и изготовление опытного образца.

В ходе выбора материалов для изготовления УЗКС при сопоставлении коэффициентов потерь было определено [32], что наибольшие потери наблюдаются в коррозионно-стойких сталях, в то время как наименьшие - в титановых сплавах. С целью минимизации диссипации ультразвуковых колебаний в волноводах-концентраторах для создания макетов ультразвуковых колебательных систем целесообразно использовать высокодобротный алюминий [211] (добротность - 50 000) из-за простоты обработки, схожими с титановыми сплавами акустическими характеристиками и экономической выгоды. Для создания конечных медицинских изделий, вследствие необходимости высокой усталостной прочности, коррозионной стойкости и устойчивости к регулярной дезинфекции и стерилизации - титановые сплавы (добротность - 24 000).

Для обеспечения стерилизации или замены инструмент соединялся с концентратором с помощью резьбового соединения. В этом случае для снижения риска возникновения паразитных изгибных колебаний важно не допустить перекос и несоосность системы выше 0,1 мм [18].

Для снижения потерь мощности в колебательной системе необходимо обеспечить хороший акустический контакт в месте соединения инструмента с концентратором. Контактные поверхности деталей должны быть шлифованы с чистотой не ниже V 8 или притерты. Внешние поверхности с чистотой не ниже V 6, а рабочей части - не ниже V 7 [18]. Конструкция резьбового соединения инструмента с концентратором посредством резьбовой шпильки позволяет этого достигнуть. В то же время при наличии резьбового хвостовика у инструмента эту операцию выполнить технологически сложно. Однако использование шпильки для соединения узла и инструмента повышает потерю энергии в резьбах, так как используется две резьбы вместо одной. К тому же технологически более сложно с высокой точностью обеспечить соосность системы «узел-шпилька-инструмент»,

чем системы «узел-инструмент», что также приводит к потерям энергии. Учитывая это, было принято решение изготовить инструмент с резьбовым хвостовиком и соединить его с узлом без использования шпильки. Резьбу на хвостовике инструмента необходимо занижать на 0,2 - 0,3 мм, чтобы при свертывании обеспечить плотное прилегание торцов концентратора и инструмента [18]. На резьбовом хвостовике не должно быть проточек под выход резьбы, так как они являются концентраторами напряжений и могут стать причиной поломки. Для обеспечения плотного прилегания резьбовое отверстие концентратора зенковалось под сбег резьбы хвостовика инструмента. Для обеспечения надёжного соединения длина резьбы хвостовика должна быть не менее полутора диаметров.

Изменение свойств материала проводниковой части волновода-инструмента для усиления колебаний может создаваться несколькими способами.

1) Сварка (пайка) двух различных металлов одинакового сечения [105, 23].

Данный способ имеет ряд недостатков. Во-первых, многие материалы,

используемые в волноводах, плохо поддаются сварке и пайке, что усложняет технологический процесс изготовления. Во-вторых, место сварки (пайки) имеет свойства, отличающиеся от окружающего его материала, и, так как при больших амплитудах колебаний любые неоднородности становятся концентраторами напряжений, может стать причиной разрушения волновода.

2) Использование аддитивного метода с непрерывным изменением состава материала.

Данный метод технологически сложен в реализации и описания его применения для изготовления длинных тонких изделий с изменяющимися свойствами отсутствуют [84].

3) Управляемое изменение свойств из начально однородного материала при постоянном составе.

Технология изготовления волноводов данным способом ещё не отработана, однако имеет ряд преимуществ. Основное достоинство состоит в возможности изготовления инструмента любой требуемой формы, так как формирование градиента механических свойств производится после изготовления заготовки из

однородного материала. Добиться такого результата возможно при применении термообработки изделия. В ходе неё плотность материала меняется незначительно, в отличие от скорости звука в материале.

В результате проведённого аналитического обзора были систематизированы данные по изменению скорости звука в зависимости от термообработки (Таблица 24) [202, 42, 46, 47, 48, 49, 50, 51, 52, 53, 54, 55, 56, 58, 64, 78, 79, 98].

Таблица 24.

Изменение скорости звука (%) в материалах при различных методах