РАЗРАБОТКА ЭЛЕКТРОМЕХАНИЧЕСКИХ ПРИВОДОВ ИМПЛАНТИРУЕМОЙ СИСТЕМЫ ВСПОМОГАТЕЛЬНОГО КРОВООБРАЩЕНИЯ

В.В. Морозов, Ю.А. Новикова, А.В. Жданов

Владимирский государственный университет
600000 г. Владимир, ул. Горького, 87,
тел.: (0922) 279-656, E-mail: mtf-m2@vpti.vladimir.su

Введение. Сердечно-сосудистые заболевания занимают первое место среди причин смерти. Современная кардиология, кардиохирургия и реанимация все настойчивее и шире ставят вопрос о расширении применения технических средств и устройств частично или полностью, временно или постоянно замещающих насосную функцию пораженного сердца. В последние десятилетия параллельно с трансплантацией бурно развивается одно из новых направлений в технике и медицине - создание искусственных органов. Эта проблема затрагивает широкий круг вопросов чисто медицинского и медико-технического характера, часть которых разрабатывается в эксперименте, а другие уже доведены до клинической практики.

В решении этой проблемы можно выделить два основных направления: (1) постоянная замена естественного органа протезом, полностью имитирующим его функции; (2) временная замена функции на период лечения органа до восстановления его функциональной способности. К последнему направлению относятся методы временной помощи сердцу и замены его нагнетательной функции механическими устройствами, объединенными понятием “вспомогательное кровообращение” (ВК).

Вспомогательное кровообращение основано на лечении сердечной недостаточности с помощью механических устройств, подключаемых к сердечно-сосудистой системе и функционирующих параллельно с естественным сердцем. После восстановления адекватной сократительной способности миокарда ВК прекращается. Чаще всего ВК показано, если изменения в миокарде носят хотя и тяжелый, но временный и совместимый с жизнью характер. Например, кардиогенный шок; острая сердечная недостаточность, развивающаяся после операции на открытом сердце и при состояниях: нестабильная стенокардия, “предшоковое” состояние, ушибы сердца и др.; поддержание адекватной гемодинамики у больных перед пересадкой сердца.

Сегодня полностью удовлетворить потребность в донорских сердцах, которая только в США оценивается от 35 до 100 тысяч в год, не удается, поэтому актуальной остается задача по созданию автономных портативных имплантируемых систем ВК и искусственного сердца (ИС). После широких экспериментальных испытаний встал вопрос о разработке автономных систем ВК и ИС, которые обеспечивали бы пациенту свободу перемещения. Ранцевые пневматические системы ВК и ИС повысили мобильность больных, однако, применение таких систем, также как и стационарных, связано с большим риском развития инфекции. Поэтому безопаснее применять для временной поддержки кровообращения полностью имплантируемые системы ВК и ИС, которые при этапной трансплантации сердца должны удаляться.

При создании имплантируемых систем необходимым является соблюдение принципов миниатюризации, анатомичности, моноблочности и пр., т.е. всего, что способствует созданию полных гетеротопических и ортотопических конструкций, допускающих их хирургическую имплантацию и физиологическое функционирование.

Автономные портативные системы состоят из источника питания и движителя-преобразователя, к которому чаще добавляется промежуточный преобразователь вида и хода движений, обеспечивающий передачу энергии на рабочий орган или исполнительный орган и система управления, регулирующая работу насосного устройства.

В большинстве случаев ВК проводят длительное время и в режиме, синхронизированном с работой сердца. Поэтому оптимальным является пульсирующий поток крови на выходе из насоса. Изучение особенностей кровотока, создаваемого насосами для ВК и ИС, свидетельствует о преимуществе пульсирующего нагнетания крови. Не пульсирующий кровоток (например, у ротационных насосов) нарушает функцию почек, ухудшает капиллярный кровоток, снижает потребление кислорода миокардом и изменяет вазомоторный тонус; также нарушается ток интерстициальной жидкости и лимфы, а также ведет к травмам крови и большой степени риска тромбообразования.

Среди всех существующих систем ВК наиболее распространены следующие: пневматические и гидравлические системы – широко используются для стационарных систем, поскольку требуют дополнительных устройств (например, компрессоров), обладают невысокой долговечностью, надежностью, низким КПД; электромеханические системы– наиболее приемлемы для использования в имплантируемых устройствах, поскольку обладают хорошими регулировочными свойствами и высокими динамическими показателями при высокой надежности и большом сроке службы.

Прямое использование крутящего момента двигателя возможно только в системах ВК с роторными насосами. Однако их применение, очевидно, может приводить к тромбообразованию и травмам крови, о чем говорилось выше. Применение устройств с пульсирующим кровотоком, наиболее приближенному к естественному, позволяет избежать этих проблем. В линейных и линейно-шаговых системах ВК движущая сила создается при взаимодействии электромагнитного поля тока и поля постоянного магнита. Такие двигатели обеспечивают возвратно-поступательное движение рабочего органа без дополнительных преобразователей, КПД таких систем около 1%. Повышения КПД в них добиваются путем установки накопителей механической энергии (пневматических, гидравлических, механических, пружинных). По такому принципу построены наиболее известные системы ВК NOVOCOR фирмы Baxter Healthcare Corp. (США), которые успешно применяются на практике. Приемлемые для имплантации габариты системы (165Ч132Ч61 мм) и вес (для имплантируемого насоса – 1 кг), а также широкие функциональные возможности, обеспечиваемые цифровой системой управления, находящейся на поясе, позволили провести более 500 успешных операций в США (3 – в России). При эксплуатации системы пациент может свободно передвигаться, поскольку на поясе у него закрепляется основной и резервный (подзаряжаемые) источники питания. Однако имеется ряд недостатков такой системы: высокое энергопотребление (емкости основного источника хватает на 5 часов, резервного – на 1 час при производительности 6...7 л/мин), высокий шум, большие габариты и вес заставляют искать новые конструктивные решения.

Среди электромеханических устройств наибольший интерес представляют системы ВК с бесконтактными моментными двигателями постоянного тока, обладающими высокой полезной мощностью и работающими в реверсивном режиме, и планетарными преобразователями с высоким КПД, которые обеспечивают возвратно-поступательное движение мембран насоса. Передаточные планетарные механизмы с большой редукцией трансформируют движение от двигателя к рабочим органам систем ВК, изменяя скорость вращения и момент. Наиболее перспективными электрическими машинами для систем вспомогательного кровообращения и искусственного сердца являются бесконтактные моментные двигатели на постоянных магнитах, т.к. применение редкоземельных магнитов позволяет создавать относительно простые по конструкции, механически прочные, бесконтактные, малоинерционные, имеющие высокий КПД электродвигатели постоянного, соизмеримые по всем основным показателям с гидравлическими и пневматическими. Такие системы созданы за рубежом (Hershey Medical Center, США) и в России (НИИ трансплантологии и искусственных органов МЗ РФ, МАИ-РЭЛМА, ВлГУ). По ряду показателей, таких как долговечность, надежность, они превосходят известные системы ВК, имеют небольшой вес (0,6...0,7 кг) и габариты (Æ95Ч60), приемлемые для имплантации.

Ниже коротко освещен опыт создания в ВлГУ конструкций электромеханических моноблочных приводов систем ВК.

Электромеханический моноблочный привод (электромеханический модуль – ЭММ) имплантируемой системы вспомогательного кровообращения. Выходные элементы привода искусственного сердца должны совершать возвратно-поступательное движение с частотой 1...2 Гц (соответствует пульсу 60...120 ударов в минуту) при усилии на штоке не ниже 100 Н. Каждый цикл состоит из двух фаз – систолы и диастолы: рабочий цикл совершается в фазу систолы, а затем пауза в фазу диастолы. Движение мембран желудочков может осуществляться как от одного, так и от двух выходных звеньев. В первом случае к хвостовикам исполнительного механизма крепятся мембраны, совершающие возвратно-поступательное движение, создавая необходимое давление для перекачки крови. Во втором случае оба выходных штока воздействуют на мембраны одновременно через рычажную систему.

Специально разработанные двигатели для привода системы вспомогательного кровообращения представляют собой бесконтактный моментный двигатель обращенной конструкции с трехфазной обмоткой якоря на статоре. Ротор в форме кольца содержит тангенциально намагниченные постоянные магниты из самарий–кобальтового сплава. Внутреннее отверстие ротора используется для пропуска проводов, волноводов, световодов, установки датчика положения ротора или вала редуктора. Коммутация фазных токов обеспечивается с помощью тиристорных силовых ключей. Машина может работать в режимах синхронного, шагового и вентильного двигателей с непрерывным и дискретным способами управления. Двигатель имеет защищенное исполнение, позволяющее работать в агрессивных средах.

Перспективными конструктивными решениями приводов искусственного сердца являются электромеханические модули. Встраиваемая конструкция двигателей позволяет создавать приводы в виде единого моноблочного узла, когда ротор устанавливается на ведущем звене исполнительного механизма.

Для обеспечения требуемой скорости выходного перемещения необходим исполнительный механизм с высокими редукцией и КПД и малыми габаритами. Возвратно-поступательное движение на выходном звене можно обеспечить двумя путями: применяя нереверсивный исполнительный механизм при реверсивном режиме работы двигателя, либо применяя реверсивный механизм при вращении двигателя в одном направлении.

В приводе с нереверсивным механизмом обеспечение реверса и необходимого соотношения b (систола/диастола) осуществляется системой управления, а в приводе с нереверсивным механизмом реверс обеспечивается конструкцией передачи, а соотношение b – профилем контактирующей поверхности (канавки или кулачка). В первом случае обеспечивается более гибкое и оперативное управление, тогда как при использовании реверсивного варианта закон движения выходного штока жестко связан с геометрией механизма.

Наиболее перспективными нереверсивными исполнительными механизмами являются шарико- и роликовинтовые механизмы. Они отличаются высокой нагрузочной способностью, долговечностью (свыше 1 млн. циклов), КПД (более 0,7), обеспечивает точное и плавное перемещение. Однако применение шариковинтовых механизмов ограничивается технологическими возможностями. Использование роликовинтовых механизмов, встраиваемых в полый ротор двигателя, позволяет создавать моноблочные конструкции, размеры которых максимально приближены к естественным габаритам сердца. Среди роликовинтовых механизмов предпочтительно применение трех- и четырехзвенных механизмов с кольцевыми элементами (винтом, роликами или гайкой). Созданные на их основе приводы отличаются пониженной виброактивностью, высокой надежностью и встраиваемостью. Благодаря применению в качестве механических преобразователей планетарных роликовинтовых механизмов обеспечивается: повышение нагрузочной способности как за счет передачи мощности несколькими потоками с распределением нагрузки между сателлитами, так и за счет возрастания суммарной длины линий контакта в винтовых звеньях; получение большой редукции в одной ступени, что снижает массу и габариты механизма, обеспечивает высокий суммарный КПД; пониженная виброактивность в силу плавности винтового зацепления; уменьшение нагрузки на корпус и опоры благодаря замыканию сил в планетарном механизме и использованию шевронных зацеплений.

Применение планетарных механизмов с винтовыми звеньями позволяет создавать простые и компактные конструкции приводов с высокими технико-эксплуатационными характеристиками: снизить массу и габариты в 1,5...2 раза, виброактивность и создаваемый шум – на 20...30 дБ. Многопарность контакта в сопряжениях резьб позволяет получить высокие характеристики по нагрузочной способности, жесткости, редукции и КПД при малых массе и габаритах и короткой кинематической цепи. Моноблочная конструкция допускает встраивание микропроцессорной системы управления, образуя единое мехатронное устройство.

Особенности проектирования. Одним из основных требований, предъявляемых к приводу искусственного сердца, является обеспечение заданного режима движения нагрузки при минимальных габаритах привода. Миниатюризация модуля ограничена габаритами электрической машины, поэтому синтез привода предполагает выбор подходящего по мощности исполнительного двигателя. Кроме того, в автономных системах при ограниченной мощности источника питания важно определить такие оптимальные параметры модуля, которые обеспечивают минимум энергопотребления.

Основной кинематической характеристикой роликовинтового механизма является кинематическая передаточная функция (КПФ), представляющая собой отношение скорости поступательного перемещения выходного штока к угловой скорости вращения входного звена. Выбор кинематической передаточной функции механизма определяет рабочую точку двигателя, а, следовательно, энергетические и динамические возможности модуля. При проектировании роликовинтовых механизмов следует иметь в виду, что КПД h таких механизмов зависит от кинематической передаточной функции SX по закону

.

Потребляемая мощность WP, определенная с учетом особенностей энергетических преобразований в используемых двигателях и РВМ, представляет собой дробно–рациональную функцию относительно кинематической передаточной функции. Оптимальное значение КПФ SW доставляет минимум потребляемой мощности и определяется из алгебраического уравнения четвертой степени (рис. 1).

Общее КПД привода определяется как отношение полезной механической мощности к полной потребляемой мощности. КПД модуля максимально в точке SX = SW и составляет около 0,6, что является, на наш взгляд, достаточно хорошим результатом (рис. 2).



Рис. 1. Зависимость потребляемой мощности привода от КПФ



Рис. 2. Зависимость КПД привода от КПФ

Результаты синтеза для привода искусственного сердца с РВМ и модифицированным трехфазным двигателем (мощность – 8,2 Вт; номинальное напряжение – 10 В) приведены в таблице.

Параметр Отношение b (систола / диастола)
1:1 1:2 1:3
Частота пульса, мин-1 60 120 60 120 60 120
Выходная скорость, мм/с 10 20 15 30 20 40
Выходная мощность, Вт 2,86 5,71 4,29 8,57 5,71 11,43
Диапазон КПФ, мм/об 0,45–3,84 1,06–3,22 0,72–3,57 2,27 1,06–3,22 2,62
Требуемое напряжение, В 10 10 10 10,58 10 12,22

Оптимальное значение КПФ, обеспечивающее работу на всех режимах, как видно из таблицы, составляет 2,62.

Одной из важнейших проблем в создании имплантируемых систем вспомогательного кровообращения и искусственного сердца является обеспечение продолжительной, непрерывной работы механической системы в условиях ограниченного теплоотвода. Поэтому следующим шагом в проектировании является построение твердотельной модели и определение температурных полей, возникающих при работе привода.

Теплоэнергетические преобразования, совершающиеся в работающей системе, описываются неоднородным уравнением теплопроводности , где – функция плотности теплового потока, создаваемого двигателем. Краевые условия задаются из условия постоянства температуры на границе объема . Уравнение теплопроводности решается методом конечных элементов, на которые разбивается конструкция электромеханического модуля. Тепловой поток зависит от частоты реверса (частоты пульса) и нагрузки (рабочего давления в камере). Численное решение позволяет определить как мгновенное распределение температуры в системе, так и распределение установившейся температуры при различных режимах работы.

Экспериментальные исследования проводились на лабораторном стенде, обеспечивающем циркуляцию воды в термостате. На корпусе ЭММ установлен металлополимерный термочувствительный датчик, выходы которого замкнуты на измерительный прибор. Усилие на выходной шток ЭММ регулировалось давлением в камере желудочка. В ходе экспериментальных исследований проводились измерения температуры для различных режимов нагружения, отличающихся частотой и амплитудой.

На рис. 3 представлены результаты обработки экспериментально полученных зависимостей температуры нагрева корпуса ЭММ от времени непрерывной работы при различных режимах нагружения. На рис. 3,а даны графики изменения температуры при нагрузке 60 Н и при частоте пульса 1,1, 1,5 и 2 Гц (что соответствует 66, 90 и 120 ударам в минуту), на рис. 3,б – при нагрузке 80 Н и при частоте пульса 1,3 Гц (78 ударов в минуту). На рис. 3,в представлены графики изменения температуры при нагрузке 100 Н и при частоте пульса 1,3, 1,6 и 2 Гц (78, 96 и 120 ударов в минуту), на рис. 3,г – при нагрузке 120 Н и при частоте пульса 1,5 и 2 Гц (90 и 120 ударов в минуту).

Измерения снимались при начальной температуре корпуса 18...25o С. Анализ полученных зависимостей показывает, что установившийся температурный режим для ЭММ наступает уже после 30 мин непрерывной работы для всех исследуемых режимов (время установления зависит от скорости теплообмена в термостате). Величина абсолютного значения установившейся температуры зависит от частоты пульсации и величины нагрузки, но во всех случаях не превышает 40o С. Обработка данных заключалась в определении аналитической зависимости температуры от времени путем экспоненциальной регрессии (известно, что решение уравнения теплопроводности описывается показательной функцией). Для удобства анализа полученные зависимости продолжены вправо до 0o С.



а)



б)



в)



г)

Рис. 3. Экспериментальные зависимостей температуры нагрева корпуса ЭММ:
а – нагрузка = 60 Н (?? 1,1 Гц; - - 1,5 Гц; ? ? ? 2 Гц); б – нагрузка = 80 Н (?? 1,3 Гц); в – нагрузка = 100 Н (?? 1,3 Гц; - - 1,6 Гц; ? ? ? 2 Гц); г – нагрузка = 120 Н (?? 1,5 Гц; - - 2 Гц)

Проведенные исследования показали удовлетворительные совпадения экспериментальных и расчетных зависимостей. Тот факт, что нагрев корпуса опытного образца во время стендовых испытаний не превышает 40o С, позволяет переходить к клиническим испытаниям предложенной конструкции ЭММ.

Основные результаты. Электромеханический модуль привода искусственного сердца выполнен на базе бесконтактного моментного двигателя на постоянных магнитах, в полый ротор которого встроен механический преобразователь вращательного движения в возвратно-поступательные циклические перемещения выходного штока – планетарный роликовинтовой механизм. Электрическая машина работает в режиме вентильного двигателя, при этом электронная коммутация обмоток фаз обеспечивается датчиком положения ротора, выполненного на элементах Холла. К хвостовикам винта крепятся мембраны искусственных желудочков. Возвратно-поступательное движение мембран создает давление для перекачивания крови. На рис. 4 представлен опытный образец электромеханического модуля для имплантируемой системы вспомогательного кровообращения и искусственного сердца. Предлагаемая конструкция обеспечивает следующие технические характеристики:
  • ресурс непрерывной работы в течение 10 тыс. часов при частоте пульса 60...180 ударов в минуту;
  • ход штока +10 мм при максимальном усилии 100 Н;
  • габариты – диаметр 55 мм, длина 45 мм;
  • масса 280 г;
  • питание привода от аккумуляторных батарей с напряжением 12 В.



Рис. 4. Внешний вид модуля имплантируемой системы вспомогательного кровообращения

Отличительными особенностями данного привода являются пониженная виброактивность и создаваемый шум.

Работа выполняется по заказу НИИ трансплантологии и искусственных органов МЗ РФ и поддержана программой 2000 г. Минобразования РФ “Научные исследования высшей школы по технологии живых систем”.

Содержание конференции | Секция8