Разработка метода проектирования микронасосов для систем поддержки кровообращения тема диссертации и автореферата по ВАК РФ 00.00.00, кандидат наук Боярский Глеб Геннадьевич

• Боярский Глеб Геннадьевич
• кандидат наук
• 2022

Оглавление диссертации кандидат наук Боярский Глеб Геннадьевич

ВВЕДЕНИЕ

Глава 1. Обзор современного состояния разработок и применения насосов

медико-биологического применения

Глава 2. Разработка состава и принципа работы микронасоса для систем

поддержки кровообращения

2.1 Анализ методики применения микронасоса в системах поддержки кровообращения и морфологического строения сердечно сосудистой системы

2.3 Состав и принцип работы микронасоса

Глава 3. Физико-математическое моделирование пространственного течения жидкости в элементах микронасоса

3.1 Обзор методов физико-математического моделирования применяемых для проектирования микронасосов

3.1.1 Обзор методов физико-математического моделирования течения жидкости

3.1.2 Обзор методов оценки гемолиза

3.2 Физическая модель объектов моделирования

3.3 Математическая модель течения жидкости в проточной части микронасоса

3.4 Разработка коэффициента гемолиза для оптимизации параметров микронасоса

3.5 Апробация математических моделей течения жидкости в микронасосе

3.5.1 Апробация математической модели течения жидкости для определения насосных характеристик микронасосе

3.5.2 Апробация математической модели течения жидкости для определения коэффициента гемолиза

Стр.

3.6 Результаты численного моделирования пространственного течения жидкости

в микронасосе

3.7 Анализ пространственного течения жидкости в проточной части микронасоса

3.8 Анализ влияния геометрических и режимных параметров на относительный коэффициент гемолиза

Глава 4. Сравнение результатов численного моделирования течения жидкости в микронасосе и экспериментальных испытаний микронасосов

4.1 Состав и принцип работы экспериментальной установки

4.1.1 Объекты экспериментального исследования

4.1.2 Методика проведения гидродинамических испытаний прототипов микронасосов

4.2 Сравнение результатов численного и экспериментального исследований

Глава 5. Метод проектирования МН для систем поддержки кровообращения

Глава 6. Проектирование микронасосной системы поддержки кровообращения . 87 6.1 Состав и принцип работы МСПК

6.2. Результаты проектирования МН для МСПК

6.2.1. Определение геометрических параметров лопаток рабочего колеса и спрямляющего аппарата МН для МСПК

6.2.2. Определение насосных характеристик разработанного МН

6.2.3. Определение поля скоростей, касательных напряжений и коэффициента гемолиза

Основные выводы и заключение

Список сокращений

Список литературы

Приложения

ВВЕДЕНИЕ

Актуальность. Острая сердечная недостаточность (СН) является одним из наиболее опасных осложнений, характеризующимся прогрессивным снижением насосной функции левого желудочка сердца. Наиболее частой причиной острой сердечной недостаточности является ишемическая болезнь сердца, осложненная острым инфарктом миокарда. В случае существенного падения показателей центральной гемодинамики, скорейшее восстановление последней, является необходимым условием для успешного лечения пациента, однако этого не всегда можно достигнуть с помощью медикаментозной терапии.

Применение как внешних насосов, так и уже вошедших в эксплуатацию малогабаритных насосов, устанавливаемых в грудную клетку, не удовлетворяет требованиям малой инвазивности и поддержания мобильности пациента, что в свою очередь снижает вероятность успешного лечения. По этой причине разработка микронасосов (МН), пригодных для имплантации через кровеносное русло в желудочки сердца, имеющих минимальные размеры и обеспечивающих требуемые насосные характеристики без провоцирования тромбозов и гемолиза является актуальной задачей.

Технология применения микронасоса для механической поддержки кровообращения, введенного в полость левого желудочка с использованием стандартной методики катетеризации полостей сердца по Сельдингеру, способна обеспечить необходимый минутный объем крови для восстановления системной гемодинамики. Применение микронасоса в сочетании с кардиологической поддержкой может быть использовано в отделениях интенсивной терапии при наличии ангиографического кабинета.

Основной мотивацией работ по разработке микронасосной системы поддержки кровообращения (ПК) является необходимость уменьшения размеров имплантируемых устройств и как следствие, уровня нанесения травмы ослабленному организму и увеличения вероятности успеха медицинского вмешательства. Однако, существующие методы проектирования насосов относятся

к крупногабаритным конструкциям. Кроме того, оптимизация элементов проточной части современных насосов, в том числе в авиационной и космической технике, проводится для достижения максимальной эффективности (КПД) насоса, максимальной кавитационной устойчивости, в этом случае минимизируются гидравлические, дисковые, объемные, механические потери. При разработке микронасоса для поддержки кровообращения в качестве критериев проектирования необходимо минимизировать травму крови и тромбообразование.

В настоящее время установлено, что минимальная травма крови соответствует минимальным скоростям течения крови, т.е. допускается наличие в проточных элементах насоса застойных зон, в то время как тромбообразование не допускает каких-либо застойных зон и требует достаточно высоких скоростей течения крови во всех без исключения элементах насоса. Таким образом, оптимизация микронасоса для нагнетания крови является неоднозначной по ее критериям.

Таким образом, научная новизна работы заключается в разработке метода проектирования микронасосов малоинвазивного применения для систем поддержки кровообращения, удовлетворяющих насосным характеристикам и требованиям по уровню гемолиза и тромбообразования.

Высокий уровень разработок нагнетательных систем для авиационной и ракетной техники, глубина исследований физических процессов, протекающих в агрегатах питания (насосах и турбинах) летательных аппаратов (ЛА), методы математического моделирования, применяемые для их проектирования, позволяют с успехом использовать и внедрять их в практику исследования и разработки микронасосов крови, которая является малоизученной в современной технике и медицине.

Введение диссертации (часть автореферата) на тему «Разработка метода проектирования микронасосов для систем поддержки кровообращения»

Цель и задачи работы

Целью работы является разработка метода проектирования микронасосов для систем поддержки кровообращения, пригодных для малоинвазивного применения, работающих с травмой крови и тромбообразованием допустимыми для использования этих насосов.

Микронасос для систем поддержки кровообращения должен удовлетворять следующим требованиям:

- обеспечение подачи жидкости вязкостью 4-6 10 -3 Пас в диапазоне от 0.1 до 4 л/ мин,

- напор не менее 10,2 Дж/кг на рабочем режиме в 3 л/ мин,

- обеспечение гемолиза и тромбообразования допустимого для 72 часового применения микронасоса.

Для достижения поставленной цели в работе решены следующие задачи:

1. Разработан состав и принцип работы МН исходя из условий его введения и применения;

2. Используя морфологическое строение сердечно-сосудистой системы, определены массо-габаритные характеристики элементов и узлов МН;

3. Разработана математическая модель, позволяющая определить параметры течения вязкой неньютоновской жидкости в проточных каналах микронасоса;

4. Разработаны критерии оценки гемолиза и тромбообразования в зависимости от основных режимных и геометрических параметров МН;

5. На основании данных применения в клинической практике микронасосов большего типа размера для систем поддержки кровообращения выполнена апробация математической модели и критериев оценки гемолиза и тромбообразования;

6. Определены зависимости насосных характеристик микронасосов от основных геометрических и режимных параметров;

7. Выполнен анализ распределения скоростей, давления, касательных напряжений в элементах проточной части МН для оценки травмы крови и тромбообразования при работе МН;

8. Разработан и изготовлен экспериментальный стенд для определения насосных характеристик прототипов МН;

9. Проведены экспериментальные исследования для проверки зависимостей насосных характеристик МН от геометрических и режимных параметров;

10. Разработана малоинвазивная система для поддержки кровообращения в состав, которой входит разработанный МН.

Научная новизна работы заключается в следующем:

- на основе опыта проектирования и клинического применения микронасосов большего типа размера разработана математическая модель позволяющая выполнять анализ влияния геометрических и режимных параметров на уровень гемолиза и тромбообразования, на насосные характеристики, что позволяет выявить особенности течения крови в элементах микронасоса;

- разработаны критерии оценки гемолиза крови, подтвержденные данными, полученными из клинических применений микронасосов большего типа размера при работе микронасоса для систем поддержки кровообращения;

- предложены и экспериментально подтверждены расчетно-эмпирические зависимости насосных характеристик микронасосов, позволяющие определять режимы работы микронасоса при его клиническом применении,

- разработан метод проектирования микронасосов для систем поддержки кровообращения, позволяющий оптимизировать геометрические параметры микронасосов и принимать конструктивные решения, которые могут быть использованы при разработке новых перспективных высокоэффективных микронасосов различного назначения.

Теоретическая значимость работы заключается в том, что полученные результаты дополняют теорию течения жидкости в малогабаритных осевых насосах для систем поддержки кровообращения. Решена задача, которая достоверно описывает зависимость насосных и гемолизных характеристик микронасоса от его геометрических и режимных параметров, что позволяет разрабатывать микромасштабные насосы. Основные теоретические результаты могут стать фундаментом для дальнейших разработок осевых микронасосов для систем поддержки кровоообращения.

Практическая значимость работы:

- разработана конструкция осевого микронасоса для нагнетания жидкости с диаметром рабочего колеса менее 7 мм, обеспечивающая необходимые насосные и гемолизные характеристики для систем поддержки кровообращения человека,

- разработана технология изготовления микронасосов на конкретные параметры, обеспечивающая повторяемость результатов,

- спроектированы, изготовлены и подготовлены к гидродинамическим и гемолизным испытаниям прототипы микронасосов, отвечающие требованиям для медико-биологических исследований,

- разработана система поддержки кровообращения, в состав которой входит разработанный микронасос.

Методология и методы исследования. Методологическую основу работы составили научные труды отечественных и зарубежных ученых в области проектирования и изготовления осевых насосных устройств, проведения медико -биологических исследований имплантируемых систем поддержки кровообращения, а также в области проектирования микронасосов разного назначения.

Информационные источники научного исследования:

- научные книги, статьи доклады о проектировании и применении систем поддержки кровообращения, насосных систем малых габаритов;

- отечественные и зарубежные официальные документы, ГОСТы, ОСТы и др;

- собственные расчетные алгоритмы, результаты расчетов и экспериментов. Постоянные, которые использовались или получены в расчетном исследовании, определялись и проверялись специальными экспериментальными исследованиями.

Основные положения, выносимые на защиту: 1. Разработанная математическая модель течения жидкости в микронасосе для поддержки кровообращения, основанная на опыте проектирования и клинического применения насосов большего типа размера, позволяет определять значения давления, скорости, касательных напряжений и времени их действия в каждой точке проточной части микронасоса,

2. Разработанные критерии оценки уровня гемолиза и подтверждающие их достоверность данные, полученные из клинических применений микронасосов большего типа размера, позволяют оптимизировать геометрические размеры и режимные характеристики микронасосов,

3. Полученные расчетно-эмпирические зависимости насосных и гемодинамических характеристик микронасосов от геометрических и режимных параметров МН позволяют достичь при проектировании микронасосов требуемые режимные параметры и обеспечить необходимые гемодинамические показатели,

4. Разработанный метод проектирования микронасосов для поддержки кровообращения обеспечивает получение требуемых проектных напорно-расходных и мощностно-расходных характеристик и допустимых уровней гемолиза и тромбообразования.

Достоверность результатов работы обеспечена: использованием при физическом и математическом моделировании фундаментальных законов механики и биологии; применением достоверных опытных и клинически полученных данных с минимальными допущениями и ограничениями; объемным экспериментальным и статистическим материалом, с использованием при их проведении проверенных методов исследований, а также приборов и измерений, обеспечивающих точность регламентированную ГОСТами; хорошим согласованием (не более 3% ошибки) теоретических и экспериментальных результатов, полученных при испытании и клиническом применении подобных микронасосов.

Апробация работы. Основные результаты и положения диссертационной работы докладывались и обсуждались на международных научных конференциях «Гагаринские чтения - 2019», «Гагаринские чтения - 2020», 19-й международной конференции «Авиация и космонавтика» 2020 год, международной научной конференции «Математическое моделирование» г. Москва, 2020 год.

Публикации. Основные результаты опубликованы в 4 научных работах: 3 статьи в журналах, из них 2 входящих в перечень ВАК РФ, 1 статья в журнале, входящем в международную реферативную базу данных Scopus, получено 1

свидетельство о государственной регистрации интеллектуальной собственности (Патент ЯИ 2 759 127 С2, заявка 2020113492, 2020.04.14) и 4 в тезисах конференций.

Структура и объем работы. Диссертация состоит из введения, шести глав, заключения, списка литературы и приложения. Работа содержит 125 страниц, 8 таблиц, 70 рисунков. Список литературы включает 57 наименований.

Глава 1. Обзор современного состояния разработок и применения насосов

медико-биологического применения

Заболевания сердца являются основной ненасильственной причиной смерти человека. Ежегодно регистрируются тысячи людей с различными патологиями, связанными с дисфункцией левого желудочка сердца, которые сопровождаются ухудшением работоспособности всего организма. Снижение насосной функции левого желудочка сопровождается существенным падением показателей гемодинамики, восстановление которой не всегда достигается медикаментозно.

Динамика распространённости сердечных заболеваний повсеместно и, в частности, в Российской Федерации (РФ) растет. Из-за этого возникает потребность в разработке дополнительных решений, помимо трансплантации внутренних органов. На рисунке 1.1 представлена динамика заболеваний, связанных с нарушением кровообращения по годам [1].

Число заболеваний системы кровообращения

6000

О 5000

Л

н

£ 4000

В

«

% 3000

о

ю

03

£ 2000

4

о

И

& 1000 0

^ ^ ^ ^ фЬ ^ ^ ^Ь ^ ^ ^ ^ ^

Год

Рисунок 1. 1

Распространенность заболеваний кровообращения

По статистике, опубликованной Всемирной Организацией Здравоохранения (ВОЗ), в период 2001-2019 года болезни сердца являются причиной 16% всех смертей по всему миру, что в свою очередь ставит их на первое позицию в списке ведущих причин смертности [2].

По данным Росстат на 2019 [2] год на болезни связанные с системой кровообращения, приходится до 46,77% всей смертности граждан от болезней.

В группу болезней системы кровообращения входят такие группы заболеваний как: болезни сердца (65%), цереброваскулярные болезни (31%), болезни артерий (2.8%), болезни вен (1%) и неуточненные болезни (0.2%), -представленные на круговой диаграмме Рисунка 1.2.

■ Болезни сердца

■ Цереброваскулярные болезни

■ Болезни артерий Болезни вен

■ Другие и неуточненные болезни системы кровообращения

Рисунок 1.2 Распределение болезней ССС

Настоящая работа затрагивает заболевания, в лечении которых могут помочь системы поддержки кровообращения. В соответствии с приведенными группами (Рисунок 1.3), к этим заболеваниям относят алкогольную кардиомиопатию (2%), кардиомиопатию неуточненную (1%), дегенерацию миокарда (1%), сердечную недостаточность неуточненную (0.5%) и их суммарный процент составляет порядка 4.5% из общего числа естественных смертей от болезней сердца. Подробная столбчатая диаграмма приведена на Рисунке 1.3.

Рисунок 1.3

Заболевания и число пациентов, для которых в качестве терапии может быть применены донорские органы и насос искусственного сердца [2]

В лечении этих заболеваний могут помочь донорские органы. По статистике ООБТ за 2019 г. в РФ было проведено лишь 337 операций по пересадке сердца, но за 2019 год в листе ожидания числиться около 800 человек. Это означает, что лишь 42% пациентов получили необходимый орган для жизни [3].

В зависимости от физического состояния пациента, его состояние может быть улучшено аппаратами вспомогательного кровообращения (сокр. АВК), которые могут стать приемлемым решением в условиях недостаточности донорских органов. В связи с этим во всем мире, наравне с трансплантологией, идет работа по разработке устройств вспомогательного кровообращения. Такие системы устанавливаются на продолжительный срок, и их установка сопряжена с дополнительными рисками и сопутствующими травмами пациента, без которых систему имплантировать невозможно.

В острых состояниях и при проведении операций по восстановлению кровотока в кровеносной сети сердечной мышцы используют системы, предназначенные для интенсификации кровотока в коронарных артериях. Такие системы так же называются системами поддержки кровообращения. Установка таких систем не должна требовать вскрытия грудной клетки и прямого доступа к сердцу, а их насосные функции должны компенсировать недостаточность насосной функции сердца.

В частности, актуальной является разработка систем механической поддержки кровообращения (СМПК). Применение насосов, перфорирующих стенку левого желудочка, позволяет компенсировать насосные функции левого желудочка, если у пациента наблюдаются нарушения работы миокарда (дегенерация миокарда, сердечная недостаточность и т.д.).

В настоящий момент разрабатываются и эксплуатируются различные по своим функциональным и техническим характеристикам системы вспомогательного кровообращения. Из-за их разнообразия и существенных различий необходима система их классификации.

Аппараты вспомогательного кровообращения (АВК) классифицируются по следующим признакам (Рисунок 1.4): области применения, типу питания, расположению.

Области применения можно распределить следующим образом: total artificial heart (TAH) — устройства АВК предназначенные для полной компенсации функций сердца; ventricular assist device (VAD) предназначены для компенсации некоторых функций сердца на короткосрочной период, соответственно LVAD -левый желудочек и RVAD - правый желудочек; bridge towards recovery or transplant (BTR/BTT) - предназначены для поддержки работы сердечно сосудистой системы в период лечения или в ожидании операции по трансплантации, замена осуществляется на среднесрочный период.

По типу питания АВК можно разделить на пневматические и на электрические, то есть те, работа в которых производится за счёт изменения объема газа, либо за счёт движения электрического тока.

АВК также можно разделить по расположению, то есть на экстракорпоральные (размещенные вне тела) и на инкорпоральные (размещенные внутри тела). Анализ распространяется на электрические инкорпоральные ЬУЛО АВК всех типов циркуляции и СМПК, в состав которых они входят.

Согласно схеме на Рисунке 1.4, разработанный МСПК с микронасосом относится к осевым электрическим инкорпоральным УЛО.

За последние десятилетия в лечении сердечно-сосудистых заболеваний достигнут значительный прогресс. Однако вместе с увеличением выживаемости после инфаркта миокарда (ИМ) растет количество пациентов с дисфункцией левого желудочка (ЛЖ) и сердечной недостаточностью [4]. Прогресс в рентгенохирургии позволяет проводить чрескожные коронарные вмешательства (ЧКВ) у пациентов, которые ранее считались неоперабельными. Все чаще выполняются стентирования при многососудистых поражениях, стенозах ствола левой коронарной артерии, но одновременно возрастает риск значимых нарушений гемодинамики и летального исхода во время ЧКВ [5]. У описанных групп пациентов существует потребность в кратковременной поддержке кровообращения. Устройства для кратковременной поддержки (72 часа) кровообращения должны быть простыми в установке, несложными в работе и безопасными.

В современной кардиохирургии находят широкое применение нагнетательные устройства, которые обеспечивают частичную или полную,

временную или постоянную замену функции сердца. Такие устройства применяются для компенсации сердечной функции как левого [6,7,8], так и для механической поддержки насосной функции левого и правого желудочков сердца [9,10] и имеют диаметр до 30 мм и длину 90 мм весом до 200 грамм.

Следующим шагом в применении насосов является разработка устройств с меньшими массогабаритными характеристиками [11] для систем поддержки кровообращения, чтобы обеспечить их малоинвазивное применение, что позволит вводить эти устройства через бедренную артерию без серьезной хирургической операции. Другими словами, эти насосы должны иметь меньший диаметр, чем бедренная артерия, иметь минимальный вес и вызывать минимальный гемолиз и тромбообразование.

В настоящее время в медицине для введения через артерии и позволяющих кратковременно восполнить функции левого желудочка сердца находят применение объемные (баллончиковые и мембранные) и динамические (центробежные и осевые) лопаточные насосы.

Kantrowitzetal в 1968 г. предложил применять баллончиковую контрпульсацию для пациентки с кардиогенным шоком. В.И. Бураковский и соавторы в 70-х годах XX века внедрили этот метод в практику в России. Внутриаортальная баллончиковая контрпульсация (ВАБК) длительное время была единственным методом поддержки кровообращения и до сих пор остается самым распространенным устройством кратковременной поддержки функции ЛЖ как за рубежом [12], так и в России [13]. Система функционирует согласно схеме (Рисунки 1.5, 1.6). Баллончик внутриаортальной баллонной контрпульсации (ВАБК) через кровеносное русло заводится в нисходящую часть аорты. Блок управления, расположенный вне тела пациента, подает и извлекает сжатый газ в баллончик. В диастоле баллон раздувается, увеличивая диастолическое артериальное давление (АД) и перфузию коронарных артерий.

Рисунок 1.5 Принцип работы системы ВАВК

В начале систолы быстрое сдувание баллона создает присасывающее действие, которое снижает давление в аорте (т.е. постнагрузку) и способствует оттоку крови из левого желудочка (ЛЖ). Таким образом, достигается уменьшение напряжения стенки ЛЖ и его потребность в кислороде. Обратная связь по фазам работы сердечной сердца реализуется средствами электрокардиограммы или по данным уровня артериального давления.

Рисунок 1.6 Двухпросветный катетер для ВАВК

Устройство ¡УЛС 2Ь (Рисунок 1.7) [14,15,16] состоит из внешнего мембранного насоса, катетера диаметром 17 ¥т (5,7 мм) для реверсивного потока крови, запатентованного двухходового поворотного клапана. Насос имеет две камеры: одну для крови, вторую для воздуха, разделенные гибкой мембраной. Кровяная камера соединяется с катетером, а воздушная камера подсоединяется к обычной консоли ВАБК. В 6 см от внутреннего кончика катетера имеется встроенный клапан, определяющий направление тока крови. Катетер заводится ретроградно через бедренную артерию так, чтобы его кончик находился в ЛЖ, а клапан — в восходящей аорте. Синхронизируясь с сердечным циклом, устройство в систолу забирает кровь из ЛЖ в камеру насоса, а в диастолу выбрасывает кровь из насоса в восходящую аорту.

Рисунок 1. 7 Система 1УЛС 2Ь

В систолу ¡УЛС 2Ь забирает кров ь из ЛЖ в камеру насоса, после закрытия аортального клапана открывается клапан ¡УЛС 2Ь и устройство выбрасывает кровь в восходящую аорту. ¡УЛС 2Ь разгружает ЛЖ в систолу и создает дополнительный

кровоток в диастолу. In vitro производительность iVAC 2L составляет 2,2 л/мин. Производительность in vivo зависит от ЧСС. Установка выполняется через подмышечную или подключичную артерию (для устройства с подачей 2 л/мин) и на открытом сердце, для устройства с подачей 3 л/мин. Устройство iVAC 2L реализует пульсирующий поток, который считается более физиологичным. Вместе с этим, при повышении требований к потребному объемному расходу, теряется существенное преимущество в виде малоинвазивного применения (имплантации через кровеносное русло).

Применение объемных насосов обладает несколькими существенными недостатками, а именно: эффективность работы системы существенно зависит от синхронизации с сердцем пациента, существует риск нарушения целостности баллончика или мембраны, и как следствие, выхода в кровеносное русло газовой среды, а также существенная сложность в эксплуатации.

В настоящее время широкое внимание уделяется разработке и применению динамических насосов.

На Рисунке 1.8 показаны схема и состав системы Tandem Heart («Cardiac Assist Inc.», США), которое разрешено к применению для экстракорпоральной поддержки кровообращения длительностью до 6 ч. (США) и 30 дней (ЕС). Tandem Heart состоит из наружного центробежного насоса, создающего постоянный кровоток до 5л /мин, венозной и артериальной канюль и консоли управления. Канюля для забора крови диаметром 21 Fr устанавливается чрескожно в бедренную вену и с помощью пункции межпредсердной перегородки заводится в левое предсердие; канюля возврата крови (15—19 Fr (5-6,3 мм)) устанавливается чрескожно в бедренную артерию. Устройство забирает кровь из левого предсердия, тем самым снижая конечное диастолическое давление и облегчает работу ЛЖ, и возвращает ее в кровоток на уровне бифуркации аорты.

Установка Tandem Heart требует пункции двух сосудов и опыта проведения канюли через межпредсердную перегородку. Во время работы устройства необходима постоянная инфузия гепарина и рекомендуется отслеживать давление

заклинивания легочной артерии, поскольку эффективность работы насоса зависит от преднагрузки [17].

Из-за большого диаметра канюль рекомендуется ангиографическая оценка сосудов перед установкой устройства [18]; кроме того, у некоторых пациентов с кардиогенным шоком требовалось применение дополнительной антеградной канюли для дистальной перфузии конечности [19,20]. К осложнениям, которые могут быть спровоцированы системой Tandem Heart, относятся травма сердца при пункции межпредсердной перегородки или дислокации канюли, инфекция, тромбоэмболия [20].

Устройство Impella («Abiomed Inc.») (Рисунок 1.9) в качестве нагнетательного узла использует осевой насос, который устанавливается ретроградно в ЛЖ через аортальный клапан. Благодаря загнутой форме (pig-tail), кончик катетера устойчиво располагается в полости ЛЖ. Насос обеспечивает движение крови из ЛЖ в аорту. Проксимальный катетер диаметром 9 Fr, внутри которого располагаются линия питания насоса и линия для измерения давления, соединяет канюлю с консолью управления.

Центробежный насос

Возвратная артериальная канюля

Чрезстеночная канюля

Рисунок 1.8 АВК Tandem Heart

Рисунок 1.9 Установка насоса Impelía

Impelía разгружает ЛЖ, уменьшает конечно-диастолическое напряжение стенки, тем самым снижая работу ЛЖ и потребность миокарда в кислороде [21]. Impelía увеличивает среднее и диастолическое АД, поддерживая системный кровоток и перфузию коронарных артерий. Гемодинамические эффекты Impelía также включают снижение давления заклинивания легочной артерии, что свидетельствует об уменьшении постнагрузки ПЖ [22,23]. В отличие от ВАБК Impelía не требует синхронизации с сердечным ритмом и ее эффективность не снижается при тахикардии и кратковременных аритмиях.

По данным исследования USpella, применение Impella позволило провести успешную многососудистую реваскуляризацию в 90% случаев, выживаемость составила 91 и 88% через 6 и 12 мес. соответственно [24]. В крупном рандомизированном исследовании PROTECT II насос Impella 2.5 обеспечивал более стабильную гемодинамику во время ЧКВ, чем ВАБК, однако частота риска развития больших периоперационных осложнений (MACE) и летальность в течение 30 дней после ЧКВ высокого риска не отличались между группами.

Принцип работы устройства PHP (HeartMate) (Рисунок 1.10) близок к тому, как функционируют Impella. Система состоит из микронасоса, блока управления,

привода и системы подачи вспомогательных медикаментов.

Рисунок 1.10 Состав системы PHP

Отличительной особенностью PHP является использование складной конструкции корпуса-канюли микронасоса (Рисунок 1.11). Он устроен таким образом, что в процессе введения имплантируемой части, корпус насоса сдавлен канюлей и имеет меньший диаметр, по сравнению с разложенным вариантом. Такой подход позволил снизить уровень травматичности имплантации. Когда устройство установлено в рабочей позиции, внешняя канюля стягивается, корпус микронасоса расправляется, и он готов к работе.

На Рисунке 1.12 показана схема развертывания насоса PHP.

Гибкий атравматический наконечник

\

Рисунок 1.12 Устройство развертываемой части PHP

Анализ публикаций показал, что в настоящее время интенсивно ведутся поиски решений по разработке микронасосов [25,26,27,28], обеспечивающих малоинвазивное применение и позволяющих кратковременно восполнить функции левого желудочка сердца, с минимальным риском провоцирования тромбообразования и гемолиза. Однако не известны их насосные и гемолизные характеристики, что не позволяет эффективно применять их для различных клинических случаев. Не опубликованы методы проектирования микронасосов крови, обеспечивающих необходимые насосные характеристики и характеристики по гемолизу и тромбообразованию. Таким образом, разработка метода проектирования микронасосов поддержки кровообращения является актуальной.

Глава 2. Разработка состава и принципа работы микронасоса для систем

поддержки кровообращения

Состав и принцип работы микронасоса для системы поддержки кровообращения (СПК) определяется назначением, его методом применения и связанными с ними ограничениями.

2.1 Анализ методики применения микронасоса в системах поддержки кровообращения и морфологического строения ССС

Применение микронасосной системы для поддержки кровообращения требует размещения микронасоса в левом желудочке сердца. Выполнение этой процедуры может быть выполнено с применением методики катетеризации по Сельдингеру (Рисунок 2.1).

Рисунок 2.1 Схема установки микронасоса СПК

2.2 Требования, предъявляемые к МН системы поддержки кровообращения

Для того чтобы МН мог быть установлен, его диаметр не должен превышать максимальный диаметр безопасного расширения бедренной артерии в области ввода. Область входа в бедренную артерию является областью с наименьшим

диаметром кровеносного русла. В Таблице 1 представлены средние значения диметров артерий нижних конечностей человека в норме. Как видно из таблицы, диаметр бедренной артерии может колебаться в диапазоне от 6.5 до 9.1 мм. Выше по кровотоку диметр русла увеличивается, вплоть до начала аорты. Таким образом, диаметр бедренной артерии является ограничивающим параметром для максимально допустимого диаметра имплантируемой части микронасоса.

Список литературы диссертационного исследования кандидат наук Боярский Глеб Геннадьевич, 2022 год

Список литературы

1. ВОЗ публикует статистику о ведущих причинах смертности и инвалидности во всем мире за период 2000-2019 гг. [Электронный ресурс]. URL: https://www.who.int/ru/news/item/09- 12-2020-who-reveals-leading-causes-of-death-and-disability-worldwide-2000-2019. (дата обращения: 10.05.2021).

2. Статистика Росстат «число умерших по причинам смерти». [Электронный ресурс]. URL: https://rosstat.gov.ru/folder/12781. (дата обращения: 07.08.2020).

3. Статистика по пересадке сердца в России. [Электронный ресурс]. URL: https://rustransplant.com/statistika-po-peresadke-serdtsa/ (дата обращения 14.09.2021).

4. Георгадзе З.О., Галанина Н.А., Гайдамакина Н.Е., Киняшева Н.Б., Фомина И.Г. Диастолическая дисфункция левого и правого желудочков сердца у больных ишемической болезнью сердца с начальными стадиями хронической сердечной недостаточности // Кардиоваскулярная терапия и профилактика. 2006;5(7): С. 3237.

5. Huang HW, Brent BN, Shaw RE. Trends in percutaneous versus surgical revascularization of unprotected left main coronary stenosis in the drug-eluting stent eraa report from the American College of Cardiology-National Cardiovascular data registry (ACC-NCDR) // Catheter CardiovascInterv. 2006;68(6): P. 867-872.

6. Шумаков В.И., Толпекин В.Е., Мелимука И.В., Романов О.В., Хаустов А.И. Схемы имплантации лопаточных насосов для вспомогательного кровообращения. // Журнал "Грудная хирургия", М., 1992, N 11- 12, С. 3 - 6.

7. Shumakov V.I. Tolpekin V.E. Romanov O.V. Melemuka I.V., Khaustov A.I. Axial-flow micropumped system of assisted circulation // Biomedical Engineering, 1994, 28(5), P. 231-233.

8. Хаустов А.И. Насосы для систем вспомогательного кровообращения. Учебное пособие // Издательство МАИ, 2008. С. 44.

9. TU 32.50.50-000-74110342-2017. A universal complex for mechanical support of the pumping function of the left and right ventricles of the heart - «STREAM CARDIO» [Электронный ресурс]. (дата обращения 02.04.2020).

10. Chernyavskiy A., Fomichev A., Ruzmatov T., Khaustov A. Long-term biventricular support following myocardial infarction from anterior descending coronary artery damage due to stabbing: A case report // Journal of Cardiac Surgery.Volume 35, Issue 9, 1 September 2020, P. 2422-2424.

11. Giridharan G.A., Lee T.J., Ising M. et al. Miniaturization of mechanical circulatory support systems // Artificial Organs. 2012. Vol. 36. № 8. PP.P. 731-758.

12. Kapur NK, Esposito M. Hemodynamic support with percutaneous devices in patients with heart failure // Heart Failure Clinics. 2015;11(2): P. 215-230. https://doi.org/10.1016/j.hfc.2014.12.012.

13. Еременко А. А., Зюляева Т.П., Бабаев М.А., Молочников И.О., Колпаков П.Е. Внутриаортальная баллонная контрпульсация в лечении инфаркта миокарда, осложненного кардиогенным шоком, при операциях аортокоронарного шунтирования // Анестезиология и реаниматология. 2005;50(2):C. 40-44.

14. Samol A., Schmidt S., Zeyes M., Dürrwald S., Wiemer M. First high-risk percutaneous coronary intervention under use of the iVAC2l system in Germany // Future Cardiol. 2017;13(2):P. 117-123.

15. den Uil C.A., Daemen J., Lenzen M.J., Maugenest A.-M., Joziasse L., van Geuns R.J., Van Mieghem N.M. Pulsatile iVAC 2L circulatory support in high-risk percutaneous coronary intervention // Eurointervention. 2017;12(14): P. 1689-1696.

16. Алекян Б.Г., Карапетян Н.Г., Новак А.Я., Плотников Г.П., Кныш Ю.Б., Григорян Г.С. Случай первого в России применения устройства вспомогательного кровообращения PulseCath iVAC 2L при чрескожном коронарном вмешательстве высокого риска. // Комплексные проблемы сердечно-сосудистых заболеваний. 2020;9(1): С. 103-109.

17. Gilotra NA, Stevens GR. Temporary mechanical circulatory support: a review of the options, indications, and outcomes. // Clinical Medicine Insights Cardiology. 2014;8(Suppl 1): P.75.

18. Alli OO, Singh IM, Holmes DR, Pulido JN, Park SJ, Rihal CS. Percutaneous left ventricular assist device with TandemHeart for high-risk percutaneous coronary

intervention: The Mayo Clinic experience. // Catheter CardiovascInterv. 2012;80(5): P.728-734.

19. Thiele H, Lauer B, Hambrecht R, Boudriot E, Cohen HA, Schuler G. Reversal of cardiogenic shock by percutaneous left atrial-tofemoral arterial bypass assistance. // Circulation. 2001;104(24): P.2917- 2922.

20. Kar B, Gregoric ID, Basra SS, Idelchik GM, Loyalka P. The percutaneous ventricular assist device in severe refractory cardiogenic shock. // J Am Coll Cardiol. 2011;57(6): P.688-696.

21. Sauren LD, Accord RE, Hamzeh K, De Jong M, Van Der Nagel T, Van Der Veen FH, Maessen JG. Combined Impella and Intra-aortic Balloon Pump Support to Improve Both Ventricular Unloading and Coronary Blood Flow for Myocardial Recovery: An Experimental Study. // Artificial Organs. 2007;31(11): P.839-842.

22. Remmelink M, Sjauw KD, Henriques JP, de Winter RJ, Koch KT, van der Schaaf RJ, Vis MM, Tijssen JG, Piek JJ, Baan J. Effects of left ventricular unloading by Impella recover LP2. 5 on coronary hemodynamics. // Catheter Cardiovasc Interv. 2007;70(4): P. 532-537.

23. Remmelink M, Sjauw KD, Henriques JP, de Winter RJ, Vis MM, Koch KT, Paulus WJ, de Mol BA, Tijssen JG, Piek JJ, others. Effects of mechanical left ventricular unloading by impella on left ventricular dynamics in high-risk and primary percutaneous coronary intervention patients. // Catheter Cardiovasc Interv. 2010;75(2): P. 187-194.

24. O'neill WW, Kleiman NS, Moses J, Henriques JP, Dixon S, Massaro J, Palacios I, Maini B, Mulukutla S, Dzavik V, others. A Prospective Randomized Clinical Tr^ial of Hemodynamic Support with Impella 2.5 TM versus Intra-Aortic Balloon Pump in Patients Undergoing High-Risk Percutaneous Coronary Intervention: the PROTECT II Study. // Circulation. 2012;136(24): P. 1717-1727.

25. Шумаков В.И., Толпекин В.Е., Попов Т.А. Атлас вспомогательного кровообращения. // Алма-Ата: Гылый, 1992, С. 205.

26. Mukku, Venkata K et al. Use of impella ventricular assist device in patients with severe coronary artery disease presenting with cardiac arrest. // The International journal

of angiology: official publication of the International College of Angiology. 2012. Vol. 21,3. PP. 163-6. DOI: 10.1055/s-0032-1324736.

27. Иткин Г.П. Механическая поддержка кровообращения: проблемы, решения и новые технологии. // Вестник трансплантологии и искусственных органов. 2014. 16(3). С. 76-84.

28. Pepino P., Germano С., Piermario О., et al. Successful use of the Impella Recover LP 5.0 device for circulatorysupport during off-pump coronary artery bypass grafting. // International Journal of Surgery. 2014. Vol 5. PP. P. 803-805.

29. Хаустов А.И., Боярский Г.Г., Сорокин А.Е. Экспериментальное определение динамических характеристик микронасосов биотехнической системы орбитальной станции. // Вестник Московского авиационного института. 2019. Т. 26. №2 4. С. 184190.

30. Хаустов А.И., Шашкин И.Н., Киндеев М.И. Проектирование осевых насосов для систем терморегуляции летательных аппаратов. // Труды МАИ. 2012. № 50. С. 17.

31. Хаустов А.И. Теоретическое исследование и испытание насосов нагнетательных систем летательных аппаратов. // Вестник МАИ. 2008. Т. 15. № 1. С. 70 - 76.

32. Романов О.В., Уваров С.П. CFD-моделирование течения крови в имплантируемом насосе системы вспомогательного кровообращения // Биотехносфера. 2011. №4 (16). URL: https://cyberleninka.ru/article/n7cfd-modelirovanie-techeniya-krovi-v-implantiruemom-nasose-sistemy-vspomogatelnogo-krovoobrascheniya (дата обращения: 03.06.2022.).

33. Гуськов А.М., Сорокин Ф.Д., Банин Е.П., Крупнин А.Е. Математическое моделирование потока крови в проточной части осевого насоса искусственного желудочка сердца. // Машиностроение и компьютерные технологии. 2015. №10. URL: https://cyberleninka.ru7article/n7matematicheskoe-modelirovanie-potoka-krovi-v-protochnoy-chasti-osevogo-nasosa-iskusstvennogo-zheludochka-serdtsa (дата обращения: 10.10.2021).

34. Selgrade BP, Truskey GA. Computational fluid dynamics analysis to determine shear stresses and rates in a centrifugal left ventricular assist device. // Artif Organs. 2012 Apr;36(4): P. 89-96. doi: 10.1111/j.1525-1594.2011.01416.x. Epub 2012 Feb 23. PMID: 22360826; PMCID: PMC4068006.

35. Wang, Yu & Wang, Junwei & Peng, Jing & Huo, Mingming & Yang, Zhiqiang & Giridharan, Guruprasad & Luan, Yong & Qin, Kairong. (2021). Effects of a Short-Term Left Ventricular Assist Device on Hemodynamics in a Heart Failure Patient-Specific Aorta Model: A CFD Study. // Frontiers in Physiology. 12. 10.3389/fphys.2021.733464.

36. ANSYS vs Comsol Multiphysics. [Электронный ресурс]. URL: http://dolivanov.ru/node/152 ( дата обращения 10.02.2014) (in Russian).

37. Гуськов А.М., Сорокин Ф.Д., Крупнин А.Е., Банин Е.П. Влияние геометрических параметров рабочего колеса осевого насоса вспомогательного кровообращения на КПД // Машиностроение и компьютерные технологии. 2016. №11. [Электронный ресурс]. URL: https://cyberleninka.ru/article/n7vliyanie-geometricheskih-parametrov-rabochego-kolesa-osevogo-nasosa-vspomogatelnogo-krovoobrascheniya-na-kpd (дата обращения: 03.06.2022).

38. Shuai Wang, Jianping Tan, Zheqin Yu. Shear Stress and Hemolysis Analysis of Blood Pump under Constant and Pulsation Speed Based on a Multiscale Coupling Model. // Mathematical Problems in Engineering, vol. 2020, Article ID 8341827, 14 pages, 2020. https://doi.org/10.1155/2020/8341827.

39. А. М. Гуськов, В. О. Ломакин, Е. П. Банин, М. С. Кулешова. Минимизация гемолиза и повышение гидродинамической эффективности насоса крови путем оптимизации формы проточной части // Медицинская техника. - 2017. - № 4(304). - С. 1-4. - EDN ZCRRAX.

40. Throckmorton A.L. et al. Computational design and experimental performance testing of an axial-flow pediatric VAD // ASAIO Journal. 2005. Vol. 51. № 5. P. 629-635.

41. Bagchi P. Mesoscale simulation of blood flow in small vessels // Biophysical Journal. 2007. № 6 (92). P. 1858-1877.

42. Giersiepen M. [и др.]. Estimation of Shear Stress-Related Blood Trauma in Heart Valve Prostheses in vivo Comparison of 25 Aortic Valves // Artificial Organs. 1990. № 5 (12). P. 130-136.

43. Farinas M., Garon A., Lacasse D. Asymptotically consistent numerical approximation of hemolysis // Journal of. 2006., Garon A., Farinas M. Fast Three-dimensional Numerical Hemolysis Approximation // Artificial Organs. 2004., Saito S. [и др.]. Endorgan function during chronic nonpulsatile circulation 2002.P. 1080-1085.

44. Arvand A., Hormes M., Reul H. A validated computational fluid dynamics model to estimate hemolysis in a rotary blood pump 2005.P. 531-540.

45. Grigioni M., Daniele C., Morbiducci U. The Power-law Mathematical Model for Blood Damage Prediction: Analytical Developments and Physical Inconsistencies // Artificial. 2004.

46. Gu L., Smith W. Evaluation of computational models for hemolysis estimation // ASAIO journal. 2005.

47. Arwatz G., Smits A. J. A viscoelastic model of shear-induced hemolysis in laminar flow // Biorheology. 2013. № 1-2 (50). C. 45-55.

48. Yu H. [и др.]. A Review of Hemolysis Prediction Models for Computational Fluid Dynamics // Artificial Organs. 2017. № 7 (41). P. 603-621.

49. . Zhang T. [и др.]. Study of Flow-Induced Hemolysis Using Novel Couette-Type Blood-Shearing Devices // Artificial Organs. 2011. № 12 (35). P. 1180-1186.

50. Heuser G., Opitz R. A Couette Viscometer for Short Time Shearing of Blood // Biorheology. 1980. № 1-2 (17). C. 17-24.

51. Giersiepen M. [и др.]. Estimation of Shear Stress-Related Blood Trauma in Heart Valve Prostheses in vivo Comparison of 25 Aortic Valves // Artificial Organs. 1990. № 5 (12). C. 130-136.

52. Белоцерковский О.М. Численное моделирование в механике сплошных сред. М.: Наука. Гл. редакция физ-мат. литературы, 1984. 519 с.

53. Андерсон Д., Таннехилл Дж., Плетчер Р. Вычислительная гидромеханика и теплообмен в 2-х т. М.: Мир, 1990. 727 c.

54. Theory for the Rotating Machinery Interfaces [Электронный ресурс]. URL:

https://doc.comsol.eom/5.5/doc/com.comsol.help.cfd/cfd_ug_fluidflow_single.06.104.ht ml (дата обращения 05.10.2021 г.).

55. Шахбанов Р.М., Савин Л.А. Моделирование гидромеханических процессов в центробежных насосах // Транспортное машиностроение. 2016. №1 (49). [Электронный ресурс]. URL: https://cyberleninka.ru/article/n/modelirovanie-gidromehanicheskih-protsessov-v-tsentrobezhnyh-nasosah (дата обращения: 02.01.2021).

56. Хаустов А.И., Толпекин В.Е., Гаврилюк В.Н., Короткевич П.Н. Моделирование течения вязкой жидкости в пространственных каналах. // Доклады Академии Наук РФ. 1998. T. 358, № 6. C. 1 - 4.

57. Гуськов А.М., Ломакин В.О., Банин Е.П., Кулешова М.С. Минимизация гемолиза и повышение гидродинамической эффективности насоса крови путем оптимизации формы проточной части. // Медицинская Техника. №4, 2017.С. 1-4.

104

Приложения

Характеристики датчика давления Edward Lifescience

Датчик давления Edwards Lifesciences • Диапазон измерения: - 400 ....6000 мм.рт.ст • Чувствительность: 4.95-5.05мкВ/ мм.рт.ст • Напряжение питания: 2-10 Вольт

Характеристики регистратора Ангиотон 4ТБ

Ангиотон-4ТБ • Диапазон измерений давления, мм.рт.ст.: от минус 99 до 350 • Погрешность измерений давления, %: в диапазоне от минус 99 до 250 мм рт.ст.: ±1,5; в диапазоне от 251 до 350 мм рт.ст: ±5

Характеристики УЗ расходомера

УЗ расходомер накладной: em-tec BioProTT • Диапазон измерений 0.1 ..10 л/ мин • Средняя рабочая температура От 4 до 50°С (от 40 до 122 ° F) • Точность ± 1,0%

Характеристики регулятора электромотора

Диапазон частот вращения От 1000 до 50000 об/мин

Дискретность установки и контроля частоты вращения 1000 об/мин

Погрешность измерения датчика частоты вращения +/- 1,5 %

П.2

Определение погрешностей измерения напорных, мощностных характеристик МН

Определение погрешностей напорных и энергетических характеристик микронасоса выполнялось в следующей последовательности:

1. Проводилась оценка погрешностей прямых измерений, к ним относятся: измерение подачи V давлений на входе р1 и выходе р2 микронасоса (Рисунок 4.3), частоты вращения п вала МН.

2. Проводилась оценка погрешностей косвенных измерений напора Н, гидравлической мощности по формулам N

Погрешность измерения подачи определялась по формуле, в которой учитывается нестабильностью частоты вращения:

где ооу - относительная погрешность измерения подачи для стабильных режимов работы, а0п - относительная погрешность измерения частоты вращения.

Напор имеет квадратичную зависимость от частоты вращения, поэтому погрешностью измерения напора с учетом нестабильности частоты вращения определяется следующей формулой:

где а0р2, а0р1 - относительная погрешность измерения давлений на выходе и входе.

Мощность имеет кубическую зависимость от частоты вращения, поэтому погрешность измерения гидравлической мощности определялась по формуле:

Н = (Р2 -рО^, м, N = р ^ Н, Вт,

О0У -V(&оу)2 + (°оп)2 ,

В Таблицах 6 и 7 приведены погрешности прямых и косвенных измерений параметров.

Таблица 6. Погрешности прямых измерений

Измеряемый Средство Пределы Класс Величина Абсол. Относ.

параметр измерения измере- точности погрешн. Погреш.

ния

Давление на Edwards - ± 1,5% 3 8 мм . ± 0,55 0,015

входе в Lifesciences 99.250 рт. ст. мм. рт.

насос Ангиотон- мм. рт. ст.

4ТБ ст.

Давление на Edwards - ± 1,5% 6 0 мм . ± 0,8 мм. 0,015

выходе из Lifesciences 99.250 рт. ст. рт. ст.

насоса Ангиотон- мм. рт. 80 мм. ± 1,2 мм.

4ТБ ст. рт. ст. рт. ст.

90 мм. ±

рт. ст. 1,35мм.

100 мм. рт.ст.

рт. ст. ± 1,5 мм.

120 мм. рт. ст.

рт. ст. ± 1,8 мм.

145 мм. рт. ст.

рт. ст. ± 2,2 мм.

150 мм. рт. ст.

рт. ст. ±

200 мм. 2,25мм.

рт. ст. рт.ст.

± 3,0 мм.

рт. ст.

Продолжение Таблицы 6

Подача, УЗ 0,1 ± 1% 0,5 ±0,005 0,01

л/ мин расходомер 10 л/ 1 ±0,010

накладной: мин 1,5 ±0,015

em-tec 2,0 ±0,020

BioProTT 2,2 ±0,022

3,2 ±0,032

4 ±0,04

Частота Регулятор 5000 - ± 1,5% 30 000 ± 450 0,015

вращения электромо- 50 000 об/ мин об/ мин

тора об/ мин

Таблица 7. Погрешности косвенный измерений

Параметр Расчетная формула Относит погреш. c учетом n Величина , л/ мин Абсолютная погрешность , л/ мин

Подача 00V =V(°оу )2 + )2 ±0, 018 0,5 л/ мин ± 0,009 л/

1 мин

1,5 ± 0,018

2,0 ± 0,027

2,2 ± 0,036

3,2 ± 0,04

4 ± 0,06

± 0,072

Напор ООН - ±0,023 0,3 м ± 0,007 м

\(Рвр2 Р2)2 + (°Ор1 Р1)2 , Л2 1 / и\2 + 4(аОп) V (№н) 0,6 0,7 ± 0,014 ± 0,016

0,8 ± 0,018

1,1 ± 0,025

1,4 ± 0,032

1,5 ± 0,035

2.2 ± 0,05

Гидравлическа ±0,03 0,07 Вт ±0, 0022 Вт

я мощность = 0,11 ±0, 0035

V°он2 + ^ОУ2 + 9 ОоП 0,12 ±0, 0038

0,16 ±0, 0051

0,18 ±0, 0058

0,2 ±0, 0064

0,22 ±0, 007

0,27 ±0, 0086

0,5 ±0, 016

Таблица 8 Программа расчета основных параметров МН в программной среде Excel

Наименование параметра Формула Значение

Исходные данные

Объемный расход крови (Г/1 =0) V 0;00005 тЗ/s

Плотность крови Р 1050 kg/ тЗ

Массовый расход крови m V р 0.05 kg/ s

Частота вращения рабочего колеса п 18000 грт

Угловая частота вращения рабочего колеса (О л * п/30 1884 rad/s

Увеличение давления на выходе насоса А р 10673 Ра

Минимальное абсолютное давление на входе в насос Р От 101250 Ра

Максимальная температура крови Т m max 37 С

Давление упругости пара крови при Т ш ш Pv 2026 Ра

Коэффициент кинематической вязкости крови при Т,„ шах V 0,00000005 m2/s

Определение входных параметров РК

Напор насоса н Л р/р 10,2 J/ kg

Потреб.ляемая мощность насоса N V *р*Н/ц (Г]= 0;1) 5 W

Коэффициент быстроходности 193,3Шх л/г^/я3/4 452

Кавитационный запас энергии жидкости на входе в насос Л }> bd (рОт - р V )/ р 94,5 J/kg

Допустимое значение прочности материала вала насоса т 200000000 Pa

Кавитационный коэффициент быстроходности С bd 298ш ЛЬм075 131

Минимальный из условия прочности диаметр втулки вала ' ' imp s h |5Ж 3- 1,5* \ сот 0;0006 m

Диаметр втулки вала dl 0:0030 m

Коэффициент диамтера IT л Dl imp 4,0...5.0 д.тя достижения максимального КПД 4;30

Диаметр периферийного сечения на входе D i (у /п)л1/3 0;0060 m

Окружная скорость на периферийном диаметре на входе "i 0.5СЩ 5,7 m/s

Высота лопатки на входе в насос by (2X2 - (11 )/2 0;0015 M

Расходная составляющая скорости на входе c lm V Ь, 1,78 m/s

Относительная расходная составляющая скорости на входе Clm с1т/и1 0,31

Определение выходных параметров РК

Окружная составляющая скорости на входе в насос с in с 2ит D 2т md'D j 0,0 m/s

Относительная окружная составляющая скорости на входе в РК (Р /»1 0;00

Угол натекания потока крови $ 1 imp arctg [с i„/(u J -с h!nnp)] 17,4 degree0

Угол атаки 1 imp 1..3 2,6 degree0

Угол устанвоки лопатки на вход в насос Pit ft1 imp ' imp 20,0 degree0

Коэффициент напора н H/U2 0,31

Периферийный диаметр на выходе насоса D2 D1 0;006 m

Окружная скорость на периферийном диаметре на выходе Ч2 0.5 (0D2 5,7 m/s

Высота лопатки на выходе насоса b2 0;0015 m

Отношение скоростей на входе и выходе w2/wl (FiiFJ 0.8 - 1.0 1

Угол установки лопатки на выходе ft2b ДА sin Д , j 19,4 degree0

\D2b2 (wjw^j

Число лопаток - imp 4 (1.5 + p2b 160) 7

Действительный угол установки лопаток на выходе Pib 90 degree0

Действительное число лопаток imp 3

Толщина входной кромки лопаток из условия прочности v ^ limp (0.1...0.26)D,/ztmp 0,00052 m

Толщина выходной кромки лопаток из условия прочности (0.1...0.45 )П2/2Шр 0.0009 m

Расходная составляющая скорости на выходе c 2m V/[лD1b2{\-zimp S2imp/siuft2ь)] 1,7 m/s

Относительная расходная составляющая скорости на выходе c2m c2J it 2 0;305

Окружная состав.ляющая скорости на выходе насоса C2u и2 - C2Jtg ft2b 5,7 m/s

Относительная окружная составляющая скорости на выходе РК с 2 и/it 2 1,00

Теоретический напор насоса Съх и 2 32 J/kg

Определение параметров СА

Высота лопатки СА b} Ъг 0.0015 m

Периферийный днамер СА D j D2 0;006 m

Угол выхода потока с лопаток РК a2 arctg (с 2т /с 2и ) 16,9 degree0

Расходная составляющая скорости на входе в СА с Зш г/[ко3ь3] 1,7 m/s

Окружная состав.ляющая скорости на входе в СА C3u с а, 5,7 m/s

Угол потока на входе в С А а3 агсщ (с }т/с }и ) 16,9 degree0

Угол атаки лопаток С А h 0...3 3,1 degree0

Угол установки лопаток СА а3 +14 20,0 degree0

Диаметр перифийного сечения на выходе С А D4 0;007 m

Угол установки лопаток на выходе СА р4, 90,0 degree0

Густота лопаток С А ?5 >1.5 4

Длина лопаток СА hoi из чертежа 0;05 m

Число лопаток СА - col 3,14*15*0 4/1св1 2

Рисунок П.4.1 Основные габариты микронасоса и катетера

ю

Рисунок П.4.2 Чертеж спрямляющего аппарата микронасоса

Рисунок П.4.3 Чертеж рабочего колеса микронасоса

Рисунок П.4.4 Сборочный чертеж микронасоса

! CJ í «§ Обозначение Наименобание 1 Примеч.

Локиментаиия

A3 MH. 001001000 СБ Сборочный чертеж 1

Летали

A3 1 MH. 001001001 Корпус 1

Ai 2 MH. 001001002 Рабочее ко лес о 1

Ai 3 MH. 001001003 Вал 1

Ai- 4 ми 001001ooг Лопатки С А 4

Ai i" MH. 001001005 Подшипник скольжения 1

Ai 6 MH 001001006 Корпус С А 1

Ai 7 MH 001001007 Втулка 1

Покупные изделия

8 Подшипник MRU 1

MH. 001.001.000 СП

ib» /Ъот? /Vcbi¡/4 Подл Дата

Paipai '1 Хаусшоб Микронасос /Тит. Аист //истой

Проб Боярский I I !

tí. конто 7 Мишин

Ьb>S. J ХаустоО

Рисунок П.4.5 Спецификация сборочного чертежа

Рисунок П.4.6 Чертеж лопаток РК

Рисунок П.4.7 Чертеж лопаток СА

П.5

Система подачи и удаления охлаждающей жидкости (СПУЖ)

При работе МН между вращающимся валом-тросиком и катетером возникает трение. Для отвода тепла и смазывания контактной поверхности в просвет между тросиком и катетером закачивается охлаждающая жидкость.

Перистальтический насос (Рисунок П.5.1, поз. 3) с электроприводом (поз. 2), установленные в корпусе блока управления, забирает СОЖ из емкости (поз.1) и подает ее в соединительный узел СПУЖ (поз. 5), а оттуда, по зазору, образованному внешним (поз.6) и внутренним катетерами (поз.7) к МН. Через проточки в фиксаторе (поз. 9) и подшипнике скольжения (поз. 11) часть СОЖ омывает вал РК (поз. 10), поступает в проточную часть МН к спрямляющему аппарату (поз. 12) и рабочему колесу (поз.13). Большая часть СОЖ заходит в зазор, образованный внутренним катетером (поз.7) и тросиком (поз. 8) и

возвращается к соединительному СОЖ (поз. 5). Жидкость смачивает контактную поверхность, уменьшая трение, отводит выделяющуюся теплоту. Отработанная СОЖ поступает в накопитель (поз.4).

Для обеспечения подачи жидкости к валу-тросику разработан узел подвода и отвода охлаждающей жидкости (Рисунок П.5.2). Внутренний катетер (поз. 1) проходит соединительный узел насквозь, вместе с тросиком, располагающемся

внутри него (поз. 2). Внутренний катетер имеет несколько рядов отверстий (перфорацию). Перфорированный участок внутреннего катетера (поз. 4) расположен в области отвода СОЖ (поз. 3). Внешний катетер (поз. 9) помещается поверх внутреннего катетера и образует проток для возврата СОЖ. Соединительный узел имеет два протока - подвода СОЖ (поз. 6) и отвода СОЖ (поз. 3). Патрубок подвода (поз. 8) переходит в расширение (поз. 7), которое соединено с протоком, образованным внутренним и внешним катетером (поз. 1, 9). По этому протоку жидкость перемещается до корпуса МН, часть ее возвращается в обратном направлении, омывая тросик. Когда жидкость доходит до перфорированного участка внутреннего катетера (поз. 4 ), она отводится в проток отвода СОЖ (поз. 3). Направление движения охлаждающей жидкости показано стрелками: стрелками зеленого цвета - по направлению к МН, красными - от МН.

Блок управления

БУ обеспечивает управление, задание и контроль режимов работы всей системы МСПК, а также визуализацию состояний блоков, входящих в состав всей системы. Блок управления (Рисунок П.5.3) включает в себя привод МН (поз. 6), регулятор частоты оборотов привода (поз. 7), преобразователь тока и напряжения

(поз. 2), компьютер (поз. 4), устройство ввода и вывода информации (сенсорный дисплей) (поз. 1) и вентиляторы воздушного охлаждения (поз. 3, 5). БУ получает электропитание от электросети и/или переносной аккумуляторной батареи. Блок управления контролируется компьютером. Через графический интерфейс человек-оператор задает режим работы МСПК, получает инструкции и сообщения о функционировании. Компьютер выполняет формирование команд управления для регуляторов оборотов привода КМН (поз. 6) и перистальтического насоса, регулирования и поддержания необходимых параметров работы МСПК.

В качестве привода МН используется бесколлекторный электромотор постоянного тока с регулируемой частотой вращения от 6000 до 50000 об/ мин.

Мощность электромотора определялась для рабочей точки по следующей формуле:

Nm = g H Vр/ Пн Пм,

где Н = 1 м - напор МН, V = 6 л/мин = 10-4 м3/с - объемная подача МН, р = 1060 кг/ м3 - плотность крови, пн = 0.1 - КПД МН, цм = 0.3 - КПД электромотора. Мощность электромотора для привода МН Nm = 35 Вт. Т.к. тросик для привода МН касается стенок катетера, то необходимо к данной мощности добавить мощность, затрачиваемую на преодоление силы трения. Предварительные расчеты показали, что до 20% энергии тратиться на эту работу. Тогда мощность электропривода равна 45 Вт. В работе мощность электропривода выбиралась на мощность равную 50 Вт.

Выбор перистальтического насоса

Для системы подачи охлаждающей жидкости проанализированы насосы различной конструкции. Главным требованием, предъявляемым к таким насосам,

является изоляция жидкости от рабочей части насоса. В качестве насоса был выбран перистальтический насос (Рисунок П.5.4). Катетер (поз. 1) заправлен под крышку перистальтического насоса (поз. 3). Концы этой трубки выходят за пределы крышки насоса, образуя входной и выходной патрубки (поз. 7, 8). Трубка расположена вдоль внутренней поверхности стенки насоса, и прижимается валиками насоса (поз. 5). По центру корпуса перистальтического насоса расположено отверстие под вал привода (поз. 6). Конструкция оборудована быстросъемным фиксатором (поз.4). Установленный в отверстие под вал привод (поз.6), приводит в движение валики насоса (поз. 5). Валики деформируют трубку

Рисунок П.5.4 Состав перистальтического насоса

и проталкивают жидкость в направлении выходного патрубка насоса (поз. 7). Катетер закреплен устройством фиксации (поз. 2).

Из опыта проектирования высокооборотных валов-тросиков известно, что для смазки гибкого вала вращающего с частой вращения до 100 000 об/ мин достаточно подавать тсож = 10-4 кг/ с. Тогда напор, который необходимо обеспечить насосом, равен сумме потерь энергии при течении этого количества охлаждающей жидкости по тракту катетеров.

При расчете вводились следующие допущения:

1. Трубопроводы с кольцевым сечением принимаем за трубопроводы с круглым сечением, равным по площади.

2. Пренебрегаем расходом СОЖ, проходящем через проточки в подшипнике скольжения в проточную часть МН.

Длина подводящего (или внешнего катетера) Ь1 равна длине отводящего (внутреннего) катетера Ь2 и равна 1200 мм (Рисунок П.5.5). Потери напора равняются сумме потерь напора по длине Идл на участках Ь1 и Ь2 и потерям в местных сопротивлениях Им\

п

ь = Кл + ^ V 1

I $2

Расчетная формула расчета потерь напора по длине: Ьдл = Я — * —, где X

= 75/ Яв - безразмерный коэффициент, Ь = Ь + ¿2, ^ - диаметр протока катетера, А- максимальное значение средней скорости в сечении (м/сек), Яв - число Рейнольдса. Расчетная формула расчета потерь напора в местных / у-92

сопротивлениях: ьм = £ —, где £ - коэффициент местного сопротивления. Для

29

стандартных типов местных сопротивлений коэффициент является справочной информацией. На Рисунке П.5.5 выделены области местных потерь напора. В процессе прохождения жидкости по СПУЖ, она дважды преодолевает местное сопротивление в виде изгиба трубы на 90° (поз. 1) и единожды 180° (поз. 2).

Рисунок П.5.5 Схема для расчета напора насоса СУПЖ: 1. Участок изгиба двухпросветного на а=90 ° , 2. Участок с разворотом потока на угол Р= 180°, Ь = Ь] = Ь2 - длина двухпросветного катетера

С учетом выше изложенного можно написать уравнение суммы потерь напора в виде:

и = лЬ. + ¿к + + +

2д й2 2д ^ 2д ^ 2д 2д

Коэффициент местного сопротивления в области коленообразного изгиба катетера (поз. 1), для участка подвода и отвода СОЖ одинаков и является табличным значением.

Для коленообразного изгиба, с соотношением - > 3 (где Я - радиус изгиба

катетера, й диаметр катетера), (1 = 0,3. Для разворота на 180°, с острой кромкой примем коэффициент (2 = 5.

Для массового расхода СОЖ тсож = 10-4 кг/ с скорости течения жидкости на участках катетера равны: VI = тсож/31, У2 = тсож/32 - для внутреннего и внешнего

протока , соответственно, (Рисунок П.5.6). Расчет показал, что суммарная потеря напора в системе СПУЖ составляет 25,3 м. Таким образом, перистальтический насос должен обеспечивать подачу тсож = 10-4 кг/ с напором Нн равный 25,3 м. тогда мощность перистальтического насоса вместе с его электроприводом должна составлять не менее 10 Вт.