таких фирм, как Fresenius, Gambro, Braun и Hospal, показали, что при одной и той же частоте вращения астатического по скорости электропривода на создаваемый роликовым насосом расход заметное влияние оказывает вакуумметрическое давление на входе насоса, которое неизбежно присутствует вследствие высокого гидравлического сопротивления применяемых фистульных игл. При этом избыточное давление на выходе насоса (при соответствующем выборе окклюзии) за 4-5 часов процедуры не оказывает практического влияния на расход роликового насоса. Исходя из результатов статистической обработки экспериментально полученных данных оценивать расход Q, создаваемый роликовым насосом, с погрешностью не более 10 % во всем диапазоне физиологически допустимых давлений на входе насоса можно по следующей эмпирической формуле:
Q = Vо´[1 – рвх 2´(kр + kt ´t1/2)]´ f (1),
где Vо - начальный ударный объем (объем дозы за один оборот роликовой головки при нулевом вакуумметрическом давлении на входе роликового насоса), определяемый конструктивными параметрами насоса и насосного сегмента кровопроводящей магистрали;
рвх - вакуумметрическое давление на входе роликового насоса;
t - время перфузии;
kр - коэффициент, учитывающий влияние давления рвх на ударный объем и определяемый характеристиками упругости насосного сегмента конкретного типа магистрали;
kt - коэффициент, учитывающий влияние длительности воздействия давления рвхна ударный объем и определяемый также характеристиками насосного сегмента; f - частота вращения роликовой головки .
Моделируя начальный ударный объем как сумму объемов частей тора, заключенных между роликами головки, получим выражение для начального ударного объема Vо c учетом влияния размеров насосного сегмента кровопроводящей магистрали и геометрических размеров узлов роликового насоса:
Vо = 0,25 ´p2 ´dс 2´[(D – dс – 2hс)´(1 - m´dр/ p´D)] (2),
где D - диаметр обкатывания (диаметр ложемента роликового насоса)
dс - внутренний диаметр насосного сегмента
hс - толщина стенки насосного сегмента
dр - диаметр ролика
m - количество роликов в роликовой головке.
Зависимость давления рвх на входе насоса от гемодинамических параметров пациента и состояния его артериовенозной фистулы делают невозможным детерминированное регулирование расхода роликового насоса даже при использовании кровопроводящих магистралей и фистульных игл одного типа.
Использование зависимости (1) и методов дискретного динамического программирования позволяют определять закон управления минимизирующий отклонение расхода от заданного значения во всем диапазоне физиологических давлений за практически допустимое время регулирования.
Наиболее распространенным способом соединения интракорпоральной и экстракорпоральной кровеносных систем при длительном искусственном жизнеобеспечении методами внепочечного очищения крови является в настоящее время введение игл в сделанную хирургическим путем артериовенозную фистулу. Очевидно, что использование одной иглы (унипунктура) не только увеличивает продолжительность функционирования фистулы, а также повышает комфортность экстракорпоральной перфузии.
Одноигольная перфузия - это процесс дискретной циркуляции крови, осуществляемый посредством периодического чередования фазы забора крови из интракорпорального контура в экстракорпоральный и фазы возврата очищенной в массообменном устройстве крови пациенту.
Последовательно осуществляемые фаза артериального забора (АЗ) и фаза венозного возврата (ВВ) составляют цикл одноигольной перфузии, за время Тц которого через массообменное устройство перемещается определенный, циркулирующий объем Vц перфузата.
Необходимыми условиями осуществления одноигольной экстракорпоральной перфузии являются:
- наличие в экстракорпоральном контуре элементов, обладающих податливостью (способностью к изменению объема заполнения);
- соблюдение баланса объемов Vа и Vв, транспортируемых соответственно в фазах АЗ и ВВ:
Vа = Vв = Vц (3)
Критериями оценки схем и алгоритмов управления одноигольной перфузии принято считать средний за цикл расход Qср перфузата в массообменном устройстве и уровень создаваемых в нем пульсаций давления.
Известно, что гидравлические схемы одноигольной перфузии, в состав которых входят два перфузионных насоса (артериальный и венозный), обеспечивают за счет активного возврата крови, создаваемого венозным насосом, большие по сравнению с однонасосными схемами значения среднего расхода Qср через массообменное устройство.
Распространенное определение среднего за цикл расхода Qср только по значениям создаваемых в фазах АЗ и ВВ соответствующих расходов Qа и Qв не учитывает такие особенности одноигольной перфузии, как: объем Vр рециркуляции в экстракорпоральном контуре, временные задержки ti, необходимые при переходе с одной фазы перфузии на другую и "старт-стопный" режим работы перфузионных насосов.
Исходя из условия (3) соблюдения баланса объемов и принимая допущение, что во время разгона tр и торможения tт значения расходов Qа и Qв изменяются линейно, средний расход Qср определяется как:
Qср = (1 – Vр/Vц)/ [(Qа + Qв)/(Qа´Qв) + Тп/Vц] (4) ,
где Тп = tпа + tпв + 0,5´
(tра + tта + tрв + tтв) - суммарная временная задержка за цикл одноигольной перфузии.
Приведенное выражение (4) позволяет оценивать влияние на создаваемый расход Qср не только параметров перфузии (Qа и Qв), задаваемых оператором, а и параметров применяемых кровопроводящих магистралей и игл (Vц и Vр), динамических характеристик приводов насосов (tра, tта, tрв и tтв) и пережимных клапанов (tпа и tпв).
Основные структурные отличия применяемых двухнасосных схем одноигольной перфузии состоят в месторасположении венозного насоса и накопительных камер по отношению к массообменному устройству и определяются типом применяемых кровопроводящих магистралей, а не конструкцией аппапатуры. Гидравлическая схема, в которой накопительная камера и венозный насос расположены до массообменного устройства, поддерживает в последнем практически постоянное давление в течение всего цикла одноигольной перфузии. Следует также отметить, что при такой гидравлической схеме на входе венозного насоса не возникает вакуумметрическое давление и следовательно значение ударно гообъема Vв венозного насоса остается постоянным во всем диапазоне допустимых расходов.
Одним из способов увеличения среднего расхода Qср с целью повышения эффективности одноигольной перфузии может служить автоматическое экстремальное регулирование расходов Qа и Qв по критерию достижения максимальных давлений в физиологически допустимых диапазонах. При этом непосредственное вычисление среднего расхода Qср для отмеченной выше гидравлической схемы одноигольной перфузии с двумя роликовыми перфузионными насосами удобнее, по нашему мнению, производить по следующей формуле:
Qср = jв´Vв´[1 – Vр/(jв´Vв)]/(2p´Тц) (5),
где jв - измеренное угловое перемещение (в радианах) роликовой головки венозного насоса за время фазы ВВ.
Согласно выражению (4) другим не менее эффективным способом увеличения среднего расхода Qср при одноигольной перфузии является увеличение циркулирующего объема Vц за счет увеличения в разумных пределах накопительной камеры соответствующей кровопроводящей магистрали. Уменьшение времени переключения требует, как правило, увеличение мощности приводов пережимных клапанов, что в свою очередь приводит к уменьшению срока службы кровопроводящих магистралей.
Использование методов адаптивного регулирования в управлении приводом роликового насоса, применение исполнительных элементов с высокими динамическими характеристиками и выбор гидравлической схемы, обеспечивающей минимальные пульсации давления в массообменном устройстве и постоянство ударного объема насоса венозного возврата повышают эффективность и конкурентноспособность серийно выпускаемой перфузионной системы СП-01.
Содержание конференции | Секция8