Разработка методики проектирования центробежного насоса для систем вспомогательного кровообращения с учетом повреждения компонентов крови в нем тема диссертации и автореферата по ВАК РФ 00.00.00, кандидат наук Исаева Мария Сергеевна

• Исаева Мария Сергеевна
• кандидат наук
• 2025

Оглавление диссертации кандидат наук Исаева Мария Сергеевна

Список сокращений

Введение

Глава 1. Обзор литературы

1.1 История развития систем вспомогательного кровообращения

1.2 Обзор применяемых в клинической практике насосов

1.3 Обзор конструкций насосов вспомогательного кровообращения

1.4 Особенности перекачиваемой среды - крови

1.4.1 Неньютоновские свойства крови

1.4.2 Нефизиологическое повреждение компонентов крови

1.5 Влияние режима работы насоса на повреждение крови в нем

1.6. Выводы к Главе

Глава 2. Методика проектирования центробежного насоса для систем вспомогательного кровообращения с учетом повреждения крови

2.1 Исходные данные для проектирования и выбор компоновки насоса

2.2 Разработка параметризованной трехмерной модели проточной части . 48 2.3. Разработка комплексной математической модели течения жидкости в насосе с учетом повреждения крови

2.3.1 Моделирование гемодинамики

2.3.2 Моделирование повреждения компонентов крови

2.3.3 Выбор размерности расчетной сетки

2.4 Подход к оптимизации проточной части насоса с учетом гидравлических и биофизических критериев

2.4.1 Постановка задачи оптимизации

2.4.4 Результаты оптимизации

2.5 Уточняющая оценка гидравлических характеристик насоса численными методами

2.6 Дополнительная оценка гемолиза и тромбоза численными методами на разных режимах работы насоса

2.7 Описание методики проектирования

2.8 Выводы к Главе

Глава 3. Верификация методики проектирования

3.1 Разработка конструкции опытного образца

3.2 Изготовление опытных образцов

3.2.1 Изготовление деталей методами 3Д-печати

3.2.2 Изготовление деталей фрезерованием

3.2.3 Изготовление деталей насоса методами литья в силиконовые формы

3.3 Разработка испытательного стенда и методика испытаний

3.3.1 Разработка испытательного стенда

3.3.2 Методика испытаний

3.3.3 Оценка погрешности измерений

3.4 Результаты гидравлических испытаний насоса

3.5 Выводы к Главе

Основные выводы и заключение к работе

Список литературы

Приложение

П.1 Аналитический расчет первого приближения геометрии

П.2 Результаты оптимизации

П.3 Внедрение результатов диссертационной работы

Список сокращений

ВОЗ - Всемирная Организация Здравоохранения АИК - аппарат искусственного кровообращения ЭКМО -экстракорпоральная мембранная оксигенация ELSO - Extracorporeal Life Support Organization РосЭКМО - Российское общество специалистов ЭКМО КД - конструкторская документация ПМ - постоянные магниты ПС - подшипник скольжения ЭП - электромагнитный подшипник ПК - подшипник качения

Введение диссертации (часть автореферата) на тему «Разработка методики проектирования центробежного насоса для систем вспомогательного кровообращения с учетом повреждения компонентов крови в нем»

Введение

В настоящее время сердечно-сосудистые заболевания занимают первое место среди болезней, приводящих к смерти людей. К ним относятся сердечная недостаточность, ишемическая болезнь сердца, болезнь сосудов головного мозга, болезнь периферических артерий, врожденный порок сердца и прочие. По данным Всемирной Организации Здравоохранения (ВОЗ) [1] ежегодно порядка 18 миллионов человек умирает от сердечно-сосудистых заболеваний и их последствий, что составляет 32 % от всех зафиксированных случаев смерти. Для лечения особенно тяжелых пациентов требуется трансплантация донорского сердца. Однако до сих пор количество пересадок донорских органов несоизмеримо меньше, чем реальная потребность в них. На данный момент в России проводится только треть операций по трансплантации от требуемого числа. Так на сентябрь 2024 года с начала года в России выполнено 269 трансплантаций: 175 операций в НМИЦ ТИО им. ак. В.И. Шумакова (г. Москва), 23 - в НМИЦ им. В.А. Алмазова (г. Москва), 16 - в Межрегиональном клинико-диагностическом центре (г. Казань) [2]. Недостаток донорских органов компенсируется применением современных механических устройств для поддержки или временного замещения функции сердца, позволяющих продлить жизнь пациента на время ожидания или в процессе операции.

Для частичной разгрузки сердца или его временной замены используются насосы. Человеческое сердце по сути представляет собой объемный насос, который в нормальном состоянии совершает от 65 до 85 сокращений в минуту и перекачивает до 5 литров крови в минуту. В зависимости от типа системы механической поддержки могут применяться объемные или динамические насосы.

К объемным относят насосы, в которых перемещение жидкости от входа к выходу происходит путем цикличного изменения объема рабочих камер. В качестве их рабочего органа могут выступать поршни, ролики, мембраны, винты

и другие элементы. Динамические насосы работают за счет силового взаимодействия рабочего органа и жидкости. В качестве рабочего органа в данном случае могут использоваться лопастные, дисковые колеса, сопла и т.д. Сравнивая между собой объемные и динамические насосы, в частности лопастные, можно выделить несколько моментов:

- лопастные машины позволяют обеспечить относительно большие подачи жидкости при относительно малых значениях напоров, в то время как объемные, напротив, позволяют создать относительно большие перепады давления при относительно малых подачах;

- поток, создаваемый объемным насосом, более физиологичен, поскольку является пульсирующим, лопастные насосы зачастую гасят пульсации потока, поступающие к ним на вход, и без дополнительной системы регулирования не создают физиологичные пульсации потока на выходе;

- с точки зрения конструкции лопастные машины более простые, а значит более надежные в эксплуатации, в них отсутствуют трущиеся поверхности, которые склонны к повышенному износу и дополнительному повреждению крови в них;

- лопастные насосы обычно более компактные и обладают меньшим весом.

В зависимости от применяемой схемы лечения насосы могут устанавливаться в тело пациента (имплантируемые) или располагаться рядом с ним (неимплантируемые). От данного фактора зависят требования, предъявляемые к агрегатам: их размер, рабочие параметры, способ их установки и эксплуатации.

Насосы, используемые для поддержки кровообращения в организме на время проблем в работе сердца, в основном применяются в составе аппаратов искусственного кровообращения (АИК) или системы экстракорпоральной мембранной оксигенации (ЭКМО). Первый помогает частично снять нагрузку с сердца пациента (чаще всего путем замены левого желудочка сердца), тем самым

облегчая его работу, вторая - позволяет на время (от нескольких часов до нескольких месяцев) заменить работу сердца и легких. В рамках данной диссертационной работы акцент будет сделан на применении насосов в составе системы ЭКМО, однако рассмотренные положения актуальны и для насосов системы АИК.

По данным международного регистра Extracorporeal Life Support Organization (ELSO), который ведет статистику по использованию систем ЭКМО в мире с 1990 года, к сентябрю 2024 года более 230 000 пациентов были подключены к аппаратам систем ЭКМО, из них 8 566 подключений зафиксировано с начала 2024 года. При этом в последние 15 лет с каждым годом наблюдается стремительное увеличение количества центров (примерно в 4 раза с начала ведения статистики), работающих с этими системами, а также общее число подключений (примерно в 6 раз с начала ведения статистики), как показано на Рисунке В.1 [3].

700

600

и о

^ 500 к

<и

д 400

о

и

ё 300

<и

¡5 200 й

25000

100

ппппппппппппппп

п п п П П П

cJV О^ oi° dfc сф cCV cs^ с£> с\Ь ч^ «vV ч^ ч*0 ч*> о10 rfV ф & ^

Год

20000

15000

«

К К <и er 2 ч и

д

о с

10000 § о

(U

er к ч

3

5000

I-1 Количество подключений

-Количество центров

Рисунок В.1.

Статистика по изменению количества центров ЭКМО и подключений к

системам в мире [3].

0

0

В России на данный момент технология ЭКМО используется только в 53 клиниках. По официальной статистике Российского общества специалистов ЭКМО (РосЭКМО) [4], с 2011 года было зафиксировано лишь 502 случая использования данной системы поддержки, их распределение по годам показано на Рисунке В.2.

90

« 80

к

£ 70

ЕТ

§ 60 и

5 50 °40

8 30

ЕГ

§ 20 о

* 10

0

I

2011 2012 2013 2014 2015 2016 2017 2018 2019 2020 2021 2022 2023 2024

Год

Рисунок В.2.

Количество случаев применения ЭКМО в России по годам на сентябрь 2024

года [4].

Относительно небольшое количество использований данного способа поддержки пациентов связано с высокой ценой оборудования и расходных материалов (устройств, непосредственно контактирующих с кровью), ограниченными поставками из-за рубежа, высокими требованиями к квалификации медицинского персонала.

В клинической практике к использованию систем ЭКМО прибегают для поддержки пациентов с острой дыхательной и/или сердечной недостаточностью, в процессе сердечно-легочной реанимации. В последние годы системы ЭКМО также активно применяются для изолированного кровоснабжения органов, тканей и частей тела.

Такие системы могут быть использованы для пациентов любого возраста: от новорожденных до пожилых людей, однако согласно статистике большую часть составляют пациенты в возрасте от 18 до 60 лет. Соотношение возрастных групп и причин подключения в Российской практике показаны на Рисунках В.3 и В.4.

29%

15%

5%

□ до года

□ 1 год - 18 лет

□ 18 лет - 60 лет

□ старше 60 лет

Рисунок В.3.

Соотношение между возрастными группами пациентов на ЭКМО в России на

сентябрь 2024 года [4].

9%

18%

□ Дыхательная недостаточность

33% ДН

□ Недостаточность кровообращения НК

□ Комбинация ДН+НК

□ Сердечно-легочная реанимация

Рисунок В.4.

Соотношение между причинами подключения к ЭКМО в России на сентябрь

2024 года [4].

Согласно данным [4] в России в среднем процент пациентов с успешным отключением от ЭКМО составляет 57,6 %, процент госпитальной выживаемости 44,6 %. К причинам относительно невысоких цифр выживаемости пациентов можно отнести такие сопутствующие применению механических систем проблемы как прогрессирующая почечная недостаточность (44 % от всех случаев), инфекционно-токсический шок (42 % от всех случаев), внутренние кровотечения (5 % от всех случаев) и прочие.

Использование такого метода поддержки как ЭКМО требует квалификации медицинского персонала достаточной как для постоянного мониторинга состояния пациента и адаптации параметров поддержки в зависимости от его состояния, так и для эксплуатации самой системы: от ее заполнения до решения возможных технических проблем.

К основным элементам систем ЭКМО можно отнести:

- набор канюль, которые служат для подключения оборудования к кровеносной системе человека;

- насос, обеспечивающий циркуляцию крови в системе кровообращения;

- оксигенатор, отвечающий за выделение из крови углекислого газа и насыщение ее кислородом;

- теплообменник для поддержания температуры перекачиваемой среды.

В зависимости от состояния пациента и решаемой проблемы существуют различные способы подключения ЭКМО относительно сердца (центральное ЭКМО, периферическое ЭКМО, комбинированный вариант), а также различные схемы кровоснабжения (вено-артериальное ЭКМО, вено-венозное ЭКМО, артериально-венозное градиентное ЭКМО и гибридные схемы). В общем виде схема системы ЭКМО и ее элементы показаны на Рисунке В.5.

Рисунок В.5. Схема системы ЭКМО.

В настоящее время в составе систем ЭКМО используют динамические насосы, так как по сравнению с применяемыми ранее перистальтическими насосами (разновидность объемных насосов) они имеют меньшие габариты и объем заполнения, а также меньше повреждают кровь. Так, например, согласно рекомендациям Food and Drug Administration (FDA) для пациентов старше 65 лет использовать перистальтические насосы запрещено: оболочки клеток крови у этой группы более хрупкие, перистальтический насос может нанести непоправимый урон здоровью, вплоть до летального исхода. Располагаясь вне тела пациента, эти насосы классифицируются как неимплантируемые.

В процессе эксплуатации насосы систем ЭКМО чаще всего работают не на одном, а на нескольких режимах. Значение потребной подачи и перепада давления варьируется в зависимости от массогабаритных параметров пациента, его состояния, стадии использования системы ЭКМО (подключение пациента, поддержка, отключение пациента и т.д.). Регулирование режима работы насоса осуществляется путем изменения частоты вращения ротора или путем изменения площади проходного сечения на входе в насос.

Использование насосов в составе систем ЭКМО накладывает на них определенные требования:

- габариты и объем заполнения насоса должны быть как можно меньше, что позволит применять насос для большего числа пациентов и обеспечить снижение повреждения компонентов крови в нем;

- должна быть обеспечена подача крови в диапазоне от 0 л/мин до 10 л/мин, что позволит добиться физиологических параметров потока;

- избыточное положительное давление в контуре после насоса не должно превышать 400 мм рт ст, а избыточное отрицательное давление в контуре до насоса не должно быть ниже минус 300 мм рт ст, что позволит снизить повреждение компонентов крови в нем (подробнее о повреждении крови см. главу 1, раздел 1.4.1);

- должна быть обеспечена возможность работы насоса в диапазоне значений частоты вращения ротора (обычно до 5 000 об/мин), что позволит подбирать рабочий режим насоса в зависимости от потребности пациента, при этом для снижения повреждения компонентов крови в насосе частота вращения ротора, обеспечивающая требуемые параметры потока, должна быть как можно ниже;

- необходимо избегать в проточной части зон стагнации и рециркуляции, которые способствуют повышению повреждения компонентов крови;

- проточная часть насоса должна быть герметична по отношению к окружающей среде и содержать минимальное количество пар трения;

- стоимость насоса должна быть минимальна, поскольку, являясь одноразовым устройством, он подлежит немедленной утилизации после отключения от пациента.

Помимо жестких требований, предъявляемых к рабочим режимам и конструкции насоса систем ЭКМО, одной из ключевых особенностей разработки таких устройств является учет повреждения компонентов крови в нем. При прохождении через проточную часть насоса и в процессе взаимодействия с его стенками происходит нефизиологическое повреждение компонентов крови, которое приводит к негативным последствиям для пациента [5]. Например, повреждение клеток эритроцитов приводит к гемолизу, то есть выделению в кровь свободного гемоглобина, что, в свою очередь, провоцирует появление сосудистой дисфункции, нарушения гемостаза, гиперкоагуляцию, повышает риск тромбообразования и т.д. Взаимодействие тромбоцитов с насосом может приводить к нарушению их структуры, как следствие, к повышению их адгезии и нарушению гемостаза, что повышает риск развития внутренних кровотечений. Повреждение лейкоцитов нарушает функционирование иммунного ответа и повышает риск развития воспалительных процессов и инфекций и т.д.

Таким образом, процесс проектирования насосов систем ЭКМО должен включать классические подходы к разработке энергоэффективных насосов и учитывать повреждение крови в нем. Для учета взаимодействия с кровью при разработке насоса общепринятой практикой является учет взаимодействия лишь с эритроцитами и соответствующая оценка уровня создаваемого гемолиза. Однако нельзя утверждать, что вне зависимости от пациента и его состояния именно гемолиз будет наиболее опасным для него. Часть исследователей также сосредоточили свои усилия на попытках оценки тромбоза, создаваемого в насосе при перекачивании крови. Частота образования тромбов в различных составляющих контура ЭКМО может достигать 22 % [6], а в работах [7 - 8]

показано, что гемолиз наблюдается при значениях касательного напряжения в десятки раз выше, чем требуется для активации тромбоцитов, что указывает на более ранее проявление тромбоза. При этом в рамках подготовки диссертации автором не было найдено однозначной информации о том, какое из явлений при каких условиях в клинической практике будет проявляться первым и окажется наиболее опасным для пациента. Как следствие, при разработке насосов вспомогательного кровообращения возникает необходимость рассматривать его взаимодействие с кровью не через один критерий, а через их набор. На данный момент в научном сообществе отсутствуют подобные отработанные методики проектирования насосов, а потребность в увеличении числа и доступности таких систем для пациентов с каждым годом только увеличивается, что подчеркивает необходимость исследования этого вопроса и актуальность создания методики проектирования центробежных насосов для систем вспомогательного кровообращения с учетом гемолиза и тромбоза.

Объектом исследования является проточная часть центробежного насоса вспомогательного кровообращения. Предметом исследования является методика проектирования центробежного насоса вспомогательного кровообращения.

Целью исследования является разработка методики проектирования центробежного насоса вспомогательного кровообращения с учетом гемолиза и тромбоза.

Для достижения поставленной цели решались следующие задачи:

1. Разработать параметризованную модель проточной части центробежного насоса, позволяющую изменять его основные геометрические параметры в широком диапазоне значений.

2. Разработать комплексную математическую модель течения жидкости в насосе, позволяющую проводить моделирование гемодинамики и учитывающую гемолиз и тромбоз при прохождении компонентов крови через насос.

3. Разработать подход к оптимизации проточной части насоса вспомогательного кровообращения, учитывающий как гидравлические, так и биофизические критерии.

4. Разработать методику проектирования проточной части центробежного насоса для систем вспомогательного кровообращения с учетом повреждения крови.

5. Провести экспериментальную верификацию методики проектирования проточной части центробежного насоса для систем вспомогательного кровообращения.

В рамках исследования были использованы следующие методы:

1. Автоматизированное проектирование проточной части насоса с использованием параметризованных трехмерных моделей.

2. Численное моделирование для решения задачи течения жидкости в насосе и описания моделей гемолиза и тромбоза.

3. Математические методы оптимизации с использованием целевой функции, учитывающей как гидравлические, так и биофизические характеристики насоса.

4. Экспериментальная верификация методики проектирования.

Реализация поставленных задач осуществляется по плану:

1. Обзор конструкций и особенностей применяемых в клинической практике насосов систем ЭКМО; обзор особенностей крови, как перекачиваемой среды, и подходов к их учету при проектировании насосов вспомогательного кровообращения - глава 1;

2. Разработка параметризованной модели проточной части центробежного насоса, позволяющей изменять его основные геометрические параметры в широком диапазоне значений; разработка комплексной математической модели течения, позволяющей проводить моделирование гемодинамики и учитывающей гемолиз и тромбоз; разработка подхода к оптимизации проточной части насоса по критериям, учитывающим как гидравлические, так и биофизические характеристики насоса; разработка

методики проектирования проточной части центробежного насоса для систем вспомогательного кровообращения с учетом повреждения крови - глава 2;

3. Проведение экспериментальной верификации методики проектирования проточной части центробежного насоса для систем вспомогательного кровообращения - глава 3;

4. Общие выводы по работе; предложения по развитию исследования.

Научная новизна представленного исследования заключается в

следующем:

1. Разработана методика проектирования центробежного насоса для систем вспомогательного кровообращения с учетом гемолиза и тромбоза.

2. Разработана комплексная математическая модель, позволяющая проводить моделирование гемодинамики и учитывать гемолиз и тромбоз при прохождении компонентов крови через насос.

3. Разработан подход к оптимизации проточной части центробежного насоса систем вспомогательного кровообращения, учитывающий как гидравлические, так и биофизические критерии.

Достоверность результатов исследований. Верификация математической модели, описывающей динамику жидкости в насосе, проводилась по результатам его гидравлических испытаний на воде и водно-глицериновых смесях с вязкостью от 0,00283 Пас до 0,00333 Пас, имитирующих вязкость крови.

Практическая ценность. Предложенная методика проектирования позволила на этапе разработки и оптимизации насоса учесть не только его гидравлические характеристики, но и повреждение крови в нем через набор параметров (гемолиз и тромбоз). В условиях ограничения зарубежных поставок и отсутствия отечественного аналога на рынке стала возможной разработка безопасного российского насоса для систем ЭКМО.

Положения, выносимые на защиту.

1. Методика проектирования центробежного насоса для систем вспомогательного кровообращения с учетом гемолиза и тромбоза.

2. Комплексная математическая модель, позволяющая проводить моделирование гемодинамики и учитывать гемолиз и тромбоз при прохождении компонентов крови через насос.

3. Подход к оптимизации проточной части центробежного насоса систем вспомогательного кровообращения, учитывающий как гидравлические, так и биофизические критерии.

Апробация работы. Результаты работы обсуждались на конференциях и мероприятиях:

1. Всероссийская научно-техническая конференция «Гидравлика-2018» МГТУ им. Н.Э. Баумана (Москва, 2018);

2. Финал конкурса «УМНИК» Фонда содействия инновациям (Москва,

2019);

3. Финал конкурса «СТАРТ-1» Фонда содействия инновациям (Москва, 2022);

4. Образовательный цикл «ЭКМО в практике многопрофильного стационара на догоспитальном и стационарном этапах» (Санкт-Петербург, 2023);

5. XXXV Международная инновационно-ориентированная конференция молодых ученых и студентов (МИКМУС-2023) ИМАШ РАН (Москва, 2023);

6. Всероссийская научно-техническая конференция «Гидравлика-2023» МГТУ им. Н.Э. Баумана (Москва, 2023);

7. Образовательное мероприятие «III СОВМЕСТНЫЙ СЪЕЗД РОСЭКТ и РосЭКМО» (Санкт-Петербург, 2024);

8. XXXVI Международная инновационно-ориентированная конференция молодых ученых и студентов (МИКМУС-2024) ИМАШ РАН (Москва, 2024).

Также результаты работ использовались в отчете о НИОКР по теме «Разработка и испытания опытного образца центробежного насоса для систем экстракорпорального кровообращения (ЭКМО и АИК) с приводной» / ООО

БИОСТРИМТЕХ. Руководитель темы М.С. Исаева. ГР. № 123031500012-0, Инв. № 2024/1, М., 2024. 70 с.

Публикации. Основные результаты работы были опубликованы в 7 научных работах. Из них 2 опубликованы в изданиях, входящих в перечень ВАК РФ по коду специальности, 2 - в изданиях, входящих в базу данных SCOPUS, 3 -в изданиях, входящих в перечень РИНЦ. Получен патент на 1 изобретение, получен патент на 1 полезную модель, подана заявка на 1 изобретение. Общий объем - 9,56 п.л.

Внедрение.

1. Материалы исследований и разработанные подходы использованы для подготовки инженеров по специальности «Гидравлические машины, вакуумная, компрессорная техника, гидро и пневмосистемы» при выполнении дипломных проектов и при написании диссертаций (использованы подходы к оптимизации, алгоритмы расчета гемолиза и тромбоза)

2. Результаты, полученные в ходе выполнения диссертации, использованы на всех этапах НИР №15932ГУ/2020 (Фонд содействия инновациям, программа «УМНИК», 2020) «Разработка центробежного насоса для экстракорпоральной мембранной оксигенации» и НИОКР № 4899ГС1/83490 (Фонд содействия инновациям, программа «СТАРТ-1», 2023) «Разработка центробежного насоса для ЭКМО с приводной частью» (использованы проектировочные решения и конструкторская документация, подходы к параметризации и оптимизации проточной части, алгоритмы расчета гемолиза)

Личный вклад соискателя. Автор является инициатором и исполнителем всех выполненных исследований. Лично разработал и сформулировал методику проектирования центробежного насоса для систем вспомогательного кровообращения с учетом гемолиза и тромбоза. Лично провел испытания для верификации разработанной математической модели.

Структура и объем диссертации. Работа состоит из введения, 3 глав, заключения, выводов, списка используемой литературы из 157 наименований и

2 приложений. Основное содержание работы изложено на 153 страницах, содержит 52 рисунка и 12 таблиц.

Благодарности. Автор выражает глубокую благодарность: к.т.н., доценту Петрову А.И. за помощь в работе над диссертацией и поддержку на пути ее подготовки; к.т.н. Банину Е.П. за личный пример, ценные замечания и поддержку при решении возникающих вопросов; Исаеву Н.Ю., Баракову В.Н., Ленькову С.А., Равлиной Е.А. за помощь и поддержку при написании работы.

Глава 1. Обзор литературы.

1.1 История развития систем вспомогательного кровообращения

Первые попытки механически обеспечить кровообращение органов предпринимались еще в середине 19-го века. Для кровоснабжения использовались открытые контуры, в которых движение крови осуществлялось под действием силы гравитации, а позднее под давлением водяного и ртутного столбов.

С появлением в 1885 году замкнутых контуров для обеспечения движения крови через газонасыщающий аппарат потребовалось иное техническое решение - насос [9]. Одним из первых предложенных вариантов был разработанный G. Hamel в 1889 году [10] маятниковый затвор, позволявший обеспечивать пульсирующий поток крови. В течение нескольких последующих лет ряд исследователей также активно занимались разработкой пульсирующих агрегатов различного типа [11 - 16], а в 1928 H. H. Dale и E. H. J. Schuster представили миру первый пульсирующий мембранный насос, широко использовавшийся после в медицине вплоть до 50-ых годов 20-го века [17]. Однако, для корректного распределения потока подобные насосы требовали использования дополнительных клапанов, что негативно сказывалось на состоянии перекачиваемой крови и усложняло эксплуатацию устройства. В качестве бесклапанной альтернативы в 1855 году R. Porter и J. D. Bradley предложили к использованию первый перистальтический насос. Разработанный позднее A. Beck перистальтический насос для перекачки крови с одним роликом, представленный в 1924-м году, обеспечивал непрерывный поток крови в одном направлении, что позволяло контролировать объем перекачиваемой жидкости. Годом позже он представил насос уже с тремя роликами, который затем активно использовался для кровоснабжения голов и тел животных при временном отключении их легких или сердца [18].

В 1951 году была предпринята первая попытка операции на открытом сердце человека с использованием мембранного насоса H. H. Dale и E. H. J. Schuster. Насос отлично показал себя в работе, однако вследствие посторонних факторов, пациент скончался [19]. Первая успешная внутрисердечная операция была проведена J. H. Gibbon в 1953-м году, для временной замены сердца и легких использовался контур, предложенный International Business Machines (IBM) [20]. В течении нескольких последующих лет пионеры кардиохирургии использовали во время операций насосы пульсирующего потока различных типов и конфигураций, среди которых преобладали перистальтические насосы.

Их первым серьезным конкурентом стал центробежный лопаточный насос. Подобная машина была впервые представлена Saxton и Anders в 1960-м году. Однако на тот момент такая конфигурация насоса слишком сильно повреждала кровь и не нашла клинического применения. Уже в 1964-м году в лаборатории University of Minnesota была начата разработка имплантируемого центробежного насоса. Чуть позднее совместные работы University of California и Medtronic Inc привели к появлению центробежного насоса на магнитном подвесе, а разработанная последним модель насоса «1861» [21] и ее модификации показали, что центробежный насос позволяет меньше повреждать перекачиваемую кровь, чем перистальтический. Опыт клинического применения насоса «1861» был зафиксирован уже в 1973-м L. R. Golding [22] и D. G. Pennington [23]. Центробежный насос позволял решать одну из ключевых проблем перистальтических машин - слипание трубок под действием роликов, что позволило значительно повысить выживаемость пациентов при их использовании.

Список литературы диссертационного исследования кандидат наук Исаева Мария Сергеевна, 2025 год

•• -

—I-1-1-I—

2,0

4,0 6,0

О, л/мин

10,0

Рисунок 2.15.

Мощностная характеристика насоса по результатам моделирования.

0

50,0 40,0 30,0 20,0 10,0 0,0

0,0

О "

----о

—I-1-1-1—

2,0

4,0 6,0

О, л/мин

10,0

Рисунок 2. 16.

КПД насоса по результатам моделирования.

По данным Рисунков 2.14 - 2.16 можно отметить, что в рассмотренном диапазоне рабочих подач значения перепада давления удовлетворяют требования, предъявляемые к подобным насосам; характеристика пологопадающая, позволяющая обеспечивать требуемое значение перепада давления в широком диапазоне режимов по подаче. Форма характеристики КПД показывает, что насос может работать в широком диапазоне рабочих режимов по подаче, причем оптимальный режим работы насоса лежит за пределами его рабочих режимов, насос работает на левой ветке характеристики КПД. При этом следует учитывать, что в данной постановке полученный КПД насоса являлся не гидравлическим КПД, он также учитывал объемные потери и потери на дисковое

0

трение в насосе, что позволило провести последующее сравнение результатов моделирования с экспериментальными данными.

2.6 Дополнительная оценка гемолиза и тромбоза численными методами на разных режимах работы насоса

Как было указано ранее, оценка критериев повреждения компонентов крови численными методами может проводиться с использованием двух подходов: по Эйлеру и по Лагранжу. В рамках решения задачи оптимизации однозначно более рациональным является подход Эйлера, поскольку он не требует добавления в поток частиц, что позволяет значительно ускорить процесс расчета и проводить качественное сравнение вариантов между собой. Однако, наряду с ограничениями моделей учета повреждения компонентов крови, описанными в разделе 1.4.2, подход Эйлера обладает рядом недостатков:

- подход Эйлера предполагает, что клетки крови заполняют весь объем рассматриваемой области, распределены по нему равномерно, что не соответствует реальной картине. В реальности клетки крови занимают от 40 % до 50 % от всего объема крови и распределяются в потоке неравномерно;

- подход Эйлера предполагает, что на все клетки крови действует одно и то же напряжение. В действительности распределение касательных напряжений в потоке неравномерно, присутствуют зоны повышенных/пониженных значений, в каждой из которых может находиться больше/меньше клеток крови;

- линеаризация зависимости (1.2), необходимая для реализации подхода Эйлера, исключает из рассмотрения время воздействия напряжения на клетку крови, таким образом при оценке повреждения компонентов крови отбрасывается значимый фактор.

Подход Лагранжа позволяет нивелировать эти недостатки: добавление в проточную часть частиц и вычисление значений величин вдоль их траекторий

позволяет моделировать неполное заполнение частицами сечение потока, их неравномерное распределение и в определенной степени учитывать время воздействия напряжения на частицы.

В рамках диссертационной работы было рассмотрено влияние подхода к оценке критериев повреждения компонентов крови на результаты моделирования в зависимости от режима работы насоса.

Моделирование гидродинамики потока в обоих случаях проводилось в одинаковой постановке (согласно разделу 2.3), различался только подход к оценке индекса гемолиза и критерия тромбоза.

Реализация подхода Эйлера соответствовала постановке, описанной в разделе 2.3.2. Для реализации подхода Лагранжа на входе в расчетную область включались частицы сферической формы с диаметром 10 мкм и плотностью 1050 кг/м3 (параметры частиц соответствуют параметрам эритроцита). При этом модель частиц учитывала двустороннее взаимодействие потока и частиц (поток влиял на частицы, а частицы на поток), лобовое сопротивление частицы определялось с использованием модели Шиллера - Наумана, взаимодействие частицы и твердой стенки - идеальный упругий отскок. Пример распределения частиц в потоке и физических величин вдоль траекторий показаны на Рисунках

2.17 и 2.18.

Рисунок 2.17. Пример распределения двух частиц в потоке.

250 200

.150

н* 100

50

0

Область колеса Область отвода

0,00 0,01 0,02 0,03 0,04 0,05

Пройденная дистанция, м ■Частица №7 -Частица

№

О.4»

2,504Е+13

^ 2,503Е+13

¡=г

сд

2,502Е-13

а"

о 2,501Е+13

2,5Е+13

Область 1 Область ■

колеса отвода

- 1 1 *г 1 у

- 1

1Т1 мм 1 1 ......... 1 1 1 1 1 1 1 1 Г 1 1 1 1 М 1 1 1 1 1 1 1 1 .........1

0,00 0,01 0,02 0,03 0,04 0,05 Пройденная дистанция, м

-Частица №7 -Частица №3

Рисунок 2.18.

Пример распределения напряжений вдоль их траекторий (сверху) и концентрации активированных тромбоцитов вдоль их траекторий (снизу).

Для вычисления значений критериев повреждения компонентов крови с использованием подхода Лагранжа из программы численного моделирования выгружался файл, содержащий следующие данные:

- номер частицы,

- время пребывания частицы в расчетной области, ^д;

- эквивалентное касательное напряжение по Мизесу (выражение (1.6) раздела 1.4.2 главы 1), действующее на частицу в каждый момент времени ее пребывания в области, т^д.

Вычисление индекса гемолиза производилось путем суммирования значений индекса гемолиза вдоль траектории каждой частицы согласно зависимости (1.2), описанной в разделе 1.4.2 главы 1. В качестве результирующего значения рассматривалось среднее арифметическое значение величины индекса гемолиза для всех частиц:

N

где N - суммарное число частиц в потоке.

Вычисление критерия тромбоза согласно описанной в разделе 1.4.2 главы 1 методике подразумевает использование подхода Эйлера, поскольку оперирует осредненными по объему величинами (концентрации активированных тромбоцитов, неактивированных тромбоцитов, аденозиндифосфата). Ее переход к модели, реализуемой полностью на основе подхода Лагранжа, невозможен.

Как следствие в рамках диссертационной работы была предпринята попытка объединить подходы Эйлера и Лагранжа для вычисления критерия тромбоза, далее такой подход указан как комбинация подходов Эйлера и Лагранжа. Было предложено вычислять вдоль траектории частицы часть слагаемого, отвечающего за механическую активацию (зависимость (1.5), приведенная в разделе 1.4.2 главы 1), а именно множитель, включающий эквивалентное касательное напряжение. После производилось суммирование этого множителя вдоль траектории каждой частицы и использовалось его

(2.29)

среднее арифметическое значение для всех частиц:

N

1

(2 30)

т ср = ы/ 7 т

) 1

Выражение (1.5) было приведено к виду:

1 в-1 _а

Ам л = (1 - Фf) • Св • в • Фf в •т срР (231)

Прочие этапы вычисления критерия тромбоза остаются без изменений и выполняются согласно описанным в разделе 1.4.2 главы 1 .

На первом этапе было проведено исследование влияния количества запущенных в поток частиц на значения Н1ср и т ср на одном режиме работы насоса (частота вращения - 2900 об/мин, подача - 5 л/мин). Рассмотренные случаи и полученные результаты показаны на Рисунке 2.19.

К

1,6 1,4 1,2 1,0

О О

О

о °00000°0 0

Н1 ср От ср

0

5,5

а

5,0 4

I

о

4,5 >

т

4,0

10 000 20 000 30 000 40 000 50 000 Количество частиц

Рисунок 2. 19.

Результаты исследования влияния количества частиц на параметры.

По данным Рисунка 2.19 можно заключить, что при реализации подхода Лагранжа для оценки повреждения компонентов крови может быть проведена сходимость по числу запущенных в поток частиц и определено их количество, достаточное для учета рассматриваемых явлений. Для описанной постановки сходимость достигается при 21000 частиц, дальнейшее увеличение их числа не приводит к значительному изменению оцениваемых величин (значения Н1ср

изменяются в пределах 0,5 %, значения т ср - в пределах 1 %), при этом увеличивается время расчета. Как следствие, для дальнейших расчетов в поток запускалась 21000 частиц.

Поскольку подобные насосы работают в широком диапазоне рабочих режимов как по подаче, так и по частоте вращения, то на втором этапе была проведена оценка влияния подхода к вычислению критериев повреждения компонентов крови (гемолиза и тромбоза) на разных режимах его работы:

- при постоянной частоте вращения п = 2900 об/мин и переменной подаче Q от 1 л/мин до 9 л/мин с шагом 1 л/мин;

- при постоянной подаче Q = 5 л/мин и переменной частоте вращения п от 1450 об/мин до 4350 об/мин с шагом ~ 500 об/мин.

Полученные результаты приведены на Рисунках 2.20 - 2.23. Для удобства сравнения показаны значения величин, отнесенные к значениям на расчетном режиме работы насоса (частота вращения - 2900 об/мин, подача - 5 л/мин): Н1отн и РАотн.

9,0 8,0 7,0

6,0

э

в 5,0 й4,0

3,0 2,0 1,0 0,0

□ Н

1отн э □ РАотн э

УШИ

3,0 2,5 2,0

^ Ш

1,5 о Й

1,0 0,5 0,0

1450 2000 2500 2900 3500 4000 4350

п, об/мин

Рисунок 2.20.

Распределение Н1отн и РАотн в зависимости от частоты вращения ротора для

подхода Эйлера.

9,0 8,0 7,0 6,0

и 5,0

I4,0

3,0 2,0 1,0 0,0

□ Н1отн эл □ РАотн эл

1111

3,0

2,5

2,0

£0

1,5 I

1,0

0,5

0,0

Рн

1450 2000 2500 2900 3500 4000 4350

п, об/мин

Рисунок 2. 21.

Распределение Н1отн и РАотн в зависимости от частоты вращения ротора для комбинированного подхода Эйлера и Лагранжа.

3,0 2,5

2,0

э

н

нот1,5

ьч

к

1,0 0,5 0,0

I I I I I I I I г

□ Н1отн э □ РАотн э

Q, л/мин

-I-1-1-1-1-1-1-1-1-1-1-1-1-1-1-1-г

123456789

6,0

5,0

4,0

э н

3,0 & РА

2,0 1,0 0,0

Рисунок 2.22.

Распределение Н1отн и РАотн в зависимости от подачи для подхода Эйлера.

3,0 2,5 2,0

^

£ 1,5

о '

ьч

к

1,0 0,5 0,0

11111111

эл эл

г 1

1 I I I I I I I I I I I I I I I г

123456789

6,0 5,0 4,0

^

3,0 |

2,0 1,0 0,0

4567 Q, л/мин

Рисунок 2.23.

Распределение Н1отн и РАотн в зависимости от подачи для комбинированного

подхода Эйлера и Лагранжа.

Учитывая физическую разницу подходов Эйлера и комбинированного Эйлера и Лагранжа между собой, а также разницу учитываемых в каждом случае факторов возможно лишь качественное сравнение результатов их применения. По данным Рисунков 2.20 и 2.21 можно заключить, что изменение режима работы по частоте вращения ротора одинаково влияет как на величину индекса гемолиза, так и на величину критерия тромбоза вне зависимости от подхода к моделированию: при увеличении частоты вращения ротора - они увеличиваются. При этом гемолиз демонстрирует более резкое изменение своей величины, чем критерий тромбоза: при изменении частоты вращения в 3 раза гемолиз увеличился в 120 раз для подхода Эйлера и в 30 раз для комбинированного подхода Эйлера и Лагранжа, при этом величина критерия тромбоза увеличилась лишь в 7 раз для подхода Эйлера и в 3 раза для комбинированного подхода

Эйлера и Лагранжа, что указывает на большую зависимость гемолиза от частоты вращения ротора.

Анализируя данные Рисунков 2.22 и 2.23 влияние изменения режима работы насоса по подаче на величины гемолиза и тромбоза одинаково. Вне зависимости от подхода к моделированию повреждения компонентов крови при уменьшении подачи значения критериев повреждения увеличиваются: при уменьшении подачи в 9 раза гемолиз увеличился в 7 раз для подхода Эйлера и в 2 раза для комбинированного подхода Эйлера и Лагранжа, при этом величина критерия тромбоза увеличилась в 6 раз для подхода Эйлера и в 4 раза для комбинированного подхода Эйлера и Лагранжа.

По абсолютной величине вне зависимости от рассматриваемого подхода к моделированию наибольшие значения гемолиза получены для режимов с наиболее высокой частотой вращения ротора, а наибольшие значения тромбоза - для режимов с наименьшей подачей. Следовательно, в зависимости от рассматриваемого параметра повреждения крови изменяется и наиболее опасный для пациента режим работы насоса, т.е. можно утверждать, что учет лишь одного параметра повреждения крови недостаточен для проектирования безопасного устройства.

Апробация полученных результатов оценки влияния режима работы насоса на критерии повреждения может быть проведена по данным из работ [102, 109], приведенным на Рисунках 2.24 и 2.25. Учитывая разницу в рассматриваемых насосах и способах оценки величины критериев повреждения в рамках диссертационной работы и в работах [102, 109], возможно только качественное сравнение полученных результатов.

1,50

,00

,50

0,00

1400 1800 2200 2600 3000 п, об/мин

0,15

I 0,10

о м

и

и «

и л и

| 0,05 «

0,00

1 2 3 4 5 Q, л/мин

Рисунок 2.24.

Влияние на критерий гемолиза режима работы насоса по частоте вращения (слева) и подаче (справа) [109].

6

30,0

й

ю20,0 м о

Н «

и

*10,0

0,0

30,0

й

СО

о

б

20,0

о

Н «

и

Ц10,0

0,0

7000 8000 9000 1000011000

1 1,5 2 3 4

п, об/мин Q, л/мин

Рисунок 2.25.

Влияние на критерий тромбоза режима работы насоса по частоте вращения (слева) и подаче (справа) [102].

Сравнивая данные Рисунков 2.20 - 2.25 можно заключить, что получено качественное совпадение результатов моделирования с использованием разработанной комплексной математической модели и данных из литературных источников:

- в обоих случаях увеличение частоты вращения ротора приводит к увеличению гемолиза и тромбоза;

- в обоих случаях уменьшение подачи приводит к увеличению гемолиза и тромбоза;

- в обоих случаях по абсолютной величине с точки зрения гемолиза наиболее опасными являются режимы большей частоты вращения, с точки зрения тромбоза - режимы малых подач.

Таким образом, можно заключить, что разработанная комплексная математическая модель позволяет получить адекватные значения критериев повреждения и может быть использована для качественной оценки этих величин.

Относительно выбора подхода к оценке критериев повреждения численными методами, можно заключить, что подход Эйлера и комбинированный подход Эйлера и Лагранжа показали качественно схожие результаты, что указывает на возможность применения подхода Эйлера при решении задачи оптимизации и качественного сравнения вариантов между собой. Однако, учитывая большую физическую корректность постановки при использовании комбинированного подхода Эйлера и Лагранжа, а также возможность в перспективе на его основе проводить моделирование более широкого круга физических процессов (соударение частиц, их слипание, осаждение и т.д.), то для дополнительной оценки критериев повреждения после этапа оптимизации рекомендуется использовать именно его.

2.7 Описание методики проектирования

По результатам проведенных исследований сформулированы рекомендации по выбору значений рассмотренных параметров, приведенные в Таблице 8.

Таблица 8.

Рекомендованные диапазоны значений параметров геометрии

Параметр Минимальное значение Максимальное значение

Число лопастей рабочего колеса, 2ц 8 11

Угол установки лопасти на входе, 01л, град 25 35

Угол установки лопасти на выходе, 02л, град 45 55

Угол охвата лопасти рабочего колеса, фл, град 50 60

Площадь горла отвода, Fg, мм2 19 21

По результатам проведенных исследований была сформулирована методика проектирования центробежного насоса для систем вспомогательного кровообращения с учетом повреждения крови, схема которой показана на Рисунке 2.26.

Постановка задачи

Определение требовании к рабочим режимам и параметрам насоса Учет массогабаритных ограничений Выбор компоновки насоса Рекомендуется: использование закрытых, радиальных раоочих колес и спирального отвода; использование комбинации ПОСТОЯННЫХ МаГНЕТОЕ и подшипника скольжения в качестве опор

ЗП1

Создание параметризованной трехмерной модели проточной части насоса

Подготовка в программах автоматизированного проектирования трехмерной модели для

первого приближенна

Рекомендуется: выбор значений параметров геометрии из рекомендованных диапазонов: исключение из

модели области вспомогательных трактов

Выоор математической модели

Выбор моделей для оценки гидравлических характеристик

Рекомендуете,!: использование к-оо ££Т модели турбулентности, решение задачи е стационарной _по времени постановке_

Выбор моделей для учета свойств крови

Рекомендуется: использование модели Каро-Япшда: оценивать критерии повреждения компонентов крови с использованием подхода Эйлера

Выбор параметров расчетной сетки

Рекомендуется проведение оценки сеточной сходимости

Решение задачи оптимизации

Выбор параметров оптимизации Рекомендуется выбор параметров геометрии и диапазонов их изменения из рекомендованных Выбор критериев оптимизации Рекомендуется использование значений нцдекса гемолиза, критерия тромооза н гидравлического КПД насоса на нескольких режимах работы насоса Определение ограничении Выбор алгоритма оптимизации

Дополнительные расчеты

Определение улучшенного по результатам оптимизации варианта геометрии

Проведение уточняющих расчетов гидравлических характеристик в диапазоне рабочих режимов Рекомендуется: включение в модель облает вспомогательных трактов; решение задачи в нестационарной по времени постановке

Дополнительные расчеты критериев

повреждения компонентов крови в диапазоне рабочих характеристик Рекомендуется использование комбинированного подхора Эйлера и Пагранжа

Расчет конструктивных параметров

Рисунок 2.26. Схема разработанной методики.

2.8 Выводы к Главе 2

1. С учетом требований, предъявляемых к подобным насосам разработана параметризованная трехмерная модель проточной части центробежного насоса систем вспомогательного кровообращения, позволяющая изменять ее геометрические параметры в широком диапазоне значений.

2. Разработана комплексная математическая модель течения жидкости в насосе с учетом повреждения крови (гемолиза и тромбоза). Подобраны и описаны модели позволяющие в процессе проектирования оценивать как гидравлические характеристики насоса, так и биофизические.

3. Разработан подход к оптимизации проточной части центробежного насоса систем вспомогательного кровообращения. Проведена оптимизация проточной части с использованием этого подхода по значениям трех критериев (гидравлический КПД, индекс гемолиза и критерий тромбоза) на двух режимах по подаче. Проведена оценка коэффициентов корреляции параметров геометрии и значений рассматриваемых критериев. Получено, что значение КПД имеет высокую и весьма высокую связь с такими параметрами как число лопастей, угол установки лопасти на выходе и угол охвата лопасти (коэффициенты минус 1,00, минус 0,78 и минус 0,80 соответственно). С точки зрения критериев повреждения компонентов крови для обоих критериев получена высокая и весьма высокая связь с параметрами число лопастей (коэффициенты 0,70 и минус 1,00 для гемолиза и тромбоза соответственно) и угол установки лопасти на выходе (коэффициенты 0,78 и 0,86 для гемолиза и тромбоза соответственно). При этом критерий тромбоза также обладает высокой связью с параметром угол охвата лопасти (коэффициент минус 0,85), тогда как для критерия гемолиза связь с этим параметром умеренная (коэффициент минус 0,35). Отмечена разнонаправленная связь параметров число лопастей и площадь горла отвода с критериями повреждения компонентов крови. Этот результат показывает, что изменение параметра с целью улучшения одного критерия будет приводить к ухудшению другого.

4. Проведены дополнительные расчеты для уточнения гидравлических характеристик насоса.

5. Проведены дополнительные расчеты для оценки биофизических характеристик насоса. Предложен комбинированный подход Эйлера и Лагранжа для оценки критериев повреждения компонентов крови. Для него рассмотрено влияние количества запускаемых в поток частиц на получаемые результаты. Получено, что сходимость результатов достигается при количестве частиц равному 21000, последующее увеличение их числа не приводит к значительному изменению результатов моделирования.

6. Рассмотрено влияние подходов к моделированию повреждения (подход Эйлера и комбинированный подход Эйлера и Лагранжа) в широком диапазоне рабочих режимов по подаче и частоте вращения. Показано, что изменение режима работы по частоте вращения ротора одинаково влияет как на величину гемолиза, так и на величину критерия тромбоза вне зависимости от подхода к моделированию: при увеличении частоты вращения ротора - они увеличиваются (в 120 раз и в 7 раз соответственно для подхода Эйлера, в 30 раз и 3 раза соответственно для комбинированного подхода Эйлера и Лагранжа). При этом гемолиз продемонстрировал большую зависимость от частоты вращения, чем тромбоз. Показано, что влияние изменения режима работы насоса по подаче на величины гемолиза и тромбоза одинаково. Вне зависимости от подхода к моделированию повреждения компонентов крови при уменьшении подачи значения критериев повреждения увеличиваются: при уменьшении подачи в 9 раз гемолиз увеличился в 7 раз для подхода Эйлера и в 2 раза для комбинированного подхода Эйлера и Лагранжа, при этом величина критерия тромбоза увеличилась в 6 раз для подхода Эйлера и в 4 раза для комбинированного подхода Эйлера и Лагранжа. Показано, что с точки зрения гемолиза наиболее опасными являются режимы высокой частоты вращения, с точки зрения тромбоза - режимы малых подач, что подчеркивает необходимость учитывать работу насоса в широком диапазоне рабочих режимов при его проектировании. Получено, что качественно оба подхода приводят к схожим

результатам, однако в силу большей физической корректности комбинированного подхода Эйлера и Лагранжа он рекомендован для использования в рамках проведения дополнительных расчетов. Показано, что результаты моделирования качественно совпадают с данными из литературы, что подтверждает адекватность используемой для оценки критериев повреждения математической модели.

7. Показано, что учет только одного параметра повреждения (гемолиза) или только гидравлического критерия (КПД) при проектировании подобных устройств недостаточен для создания безопасного устройства, т.к. влияние параметров геометрии проточной части и режимов работы насоса на рассмотренные критерии не всегда одинаково.

8. Сформулирована методика проектирования центробежных насосов вспомогательного кровообращения с учетом повреждения компонентов крови. Сформулированы рекомендации по выбору значений рассмотренных геометрических параметров для обеспечения относительно высоких гидравлических показателей при относительно невысокой степени повреждения компонентов крови.

Глава 3. Верификация методики проектирования.

Для подтверждения корректности выбранной для оценки рабочих характеристик насоса математической модели необходимо провести верификацию полученных данных путем проведения гидравлических испытаний насоса.

3.1 Разработка конструкции опытного образца

Конструкция опытного образца была разработана на основе геометрии проточной части, описанной в разделе 2.5.

Опытный образец насоса состоит из двух крышек корпуса (верхней и нижней) и ротора в составе: закрытое рабочее колесо, нижняя крышка ротора с набором постоянных магнитов, ось, подшипники скольжения. Внешний вид опытного образца насоса показан на Рисунке 3.1.

2

1 - верхняя крышка корпуса; 2 - нижняя крышка корпуса; 3 - рабочее колесо; 4 - нижняя крышка ротора с магнитами; 5 - ось; 6, 7 - подшипник скольжения Рисунок 3.1. Конструкция опытного образца насоса.

Для привода насоса в процессе испытаний использовался бесколлекторный двигатель FL42BLS04 (Fulling Motor). Для передачи вращения с вала электродвигателя на ротор насоса была разработана магнитная муфта: ведущая полумуфта располагалась на валу двигателя, ведомая (в виде нижней крышки ротора с магнитами) - на роторе. Внешний вид полученного агрегата представлен на Рисунке 3.2.

1 - центробежный насос; 2 - магнитная муфта; 3 - электродвигатель

Рисунок 3.2.

Конструкция спроектированного агрегата.

Работа устройства осуществляется следующим образом. На блоке управления при помощи энкодера выставляется требуемая частота вращения, режим работы насоса и нажимается кнопка «ОК». На выходном валу двигателя возникает крутящий момент, который передается на ведущую полумуфту. За счет плоских магнитов, установленных в ведущей полумуфте и на роторе, возникает магнитное поле, приводящее в движение рабочее колесо насоса. При вращении рабочего колеса механическая энергия вращения преобразуется в энергию движения жидкости. Как следствие поток жидкости устремляется от входа в насос в направлении выхода из него.

3.2 Изготовление опытных образцов

Поскольку насосы вспомогательного кровообращения рассматриваются как относительно небольшие насосы, то для них крайне важно обеспечить точное совпадение размеров указанным в конструкторской документации (далее - КД), т.к. отклонение фактической геометрии от спроектированной (в части размеров и качества поверхностей) может значительно сказаться на рабочих характеристиках. При серийном производстве такие изделия изготавливаются путем литья под давлением на термопластавтомате. Это позволяет обеспечивать точное соответствие деталей КД и высокое качество их поверхностей, но требует изготовления дорогостоящей многоразовой пресс - формы из литейной стали, что целесообразно только в случае партии изделий от 100 штук.

Для изготовления штучных партий, зачастую, прибегают к методам литья в силиконовые формы, которые являются более экономичными, но накладывают ограничения на допускаемые размеры деталей, не позволяют достигнуть повторяемости изделий. В качестве альтернативы литью могут быть рассмотрены методы ЗД-печати и методы механической обработки деталей, например, фрезерование.

Методы ЗД-печати позволяют быстро изготовить изделия, но в случае их относительно небольших размеров повышаются требования к используемому оборудованию и усложняется технология изготовления, повышаются риски значительного искажения геометрии.

Фрезерование позволяет гарантировать точность изготовления деталей, обеспечивает высокое качество получаемой поверхности. Однако для изготовления таких деталей требуется относительно больше времени.

В рамках диссертационной работы было изготовлено несколько комплектов деталей опытного образца с применением трех технологий: ЗД-печать, фрезерование на станке с ЧПУ и литье в силиконовые формы. Полученные детали подвергнуты визуальному и инструментальному контролю,

среди них выбран комплект для сборки опытного образца и проведения гидравлических испытаний.

3.2.1 Изготовление деталей методами 3Д-печати

В настоящее время методы ЗД-печати активно применяются для создания мастер-моделей, опытных образцов и малых партий изделий машиностроения, в частности насосов. Такие подходы позволяют относительно недорого и быстро получать детали в общем случае приемлемого качества. Однако в случае насосов вспомогательного кровообращения их малые габариты, относительно тонкие стенки и небольшие зазоры значительно усложняют изготовление методами ЗД-печати.

В рамках диссертационной работы методом DLP-печати было изготовлено два набора деталей насоса из полимера HARZ Labs Dental Clear PRO, сертифицированного для применения в медицинских изделиях. Внешний вид полученных деталей показан на Рисунке 3.3, дефекты их поверхностей на Рисунках 3.4 - 3.6.

Рисунок 3.3.

Внешний вид деталей насоса, изготовленных методами 3Д-печати.

л 1

»

Рисунок 3.4.

Дефекты деталей Крышка корпуса нижняя (слева) и Рабочее колесо (справа).

Рисунок 3.5.

Дефекты деталей Подвод (слева) и Крышка корпуса верхняя (справа).

Рисунок 3.6.

Дефекты деталей Крышка ротора нижняя (слева) и Крышка ротора верхняя

(справа).

По результатам инструментального анализа основных размеров получено, что отклонение размеров в среднем составлило ± 0,4 мм. За счет деформации материала в процессе печати деформировались внутренние поверхности, не удалось соблюсти требуемую геометрию, так, например, окружность превратилась в эллипс и т.п. На приведенных рисунках видно, что после печати деталей на их поверхностях остались поры от пузырей воздуха, попавших в раствор в процессе печати, что ухудшило качество поверхностей. Все это привело к значительным отклонениям проточной части от указанной в КД, а значит может привести к искажению рабочих характеристик насоса. Теоретически использование более точного и современного оборудования, а также подбор другого материала для изготовления деталей могут позволить получить более качественный результат. Однако, известно, что в общем случае стенки деталей, получаемых методами 3Д-печати, характеризуются повышенной пористостью и не всегда гарантируют обеспечение требуемой низкой шероховатости (порядка Rz1,6 и выше), что повышает риски, например, активации тромбоцитов и осаждения тромбов на таких поверхностях по сравнению с непористой гладкой поверхностью высокого качества.

В силу значительных отклонений полученных деталей от КД на данном этапе использование методов ЗД-печати не рекомендуется для изготовления опытных образцов подобных насосов.

3.2.2 Изготовление деталей фрезерованием

Методы механической обработки деталей активно используются как для производства опытных образцов насосов в целом, так и для изготовления мастер-моделей с целью подготовки на их основе пресс-форм для литья. Они позволяют гарантировать точность изготовления деталей (отклонения размеров находятся в пределах требований КД), а также обеспечивают высокое качество получаемой поверхности, относительно низкую пористость и шероховатость стенок. Однако к минусам такой технологии можно отнести скорость изготовления. Время, затрачиваемое на изготовление детали, складывается из выбранного размера заготовки (определяет количества материала, необходимого к снятию), режимов резания (для обеспечения высокого качества поверхности требуется проводить обработку с меньшей скоростью и шагом фрезы) и т.д. Таким образом, использование методов механической обработки целесообразно только для изготовления мастер-модели или образцов в количестве 1 - 2 штук, в случае партий от 5 до 10 штук такой подход становится уже нецелесообразным. В рамках диссертационной работы фрезерованием были изготовлены два комплекта деталей насоса. Детали насоса, полученные фрезерованием, до их финишной обработки полированием показаны на Рисунке 3.7.

Рисунок 3.7. Детали насоса, изготовленные фрезерованием.

Визуальный анализ и инструментальный контроль основных размеров деталей, полученных фрезерованием, позволили заключить, что изготовленные таким способом опытный детали соответствуют требованиям КД, фрезерование может быть рекомендовано для изготовления малых партий насосов подобного типа. Опытный образец насоса, изготовленный фрезерованием, после сборки показан на Рисунке 3.8.

Рисунок 3.8.

Опытный образец насоса, изготовленный фрезерованием.

3.2.3 Изготовление деталей насоса методами литья в силиконовые формы

Литье в силиконовые формы используется при работе только с небольшими партиями изделий, поскольку силиконовая форма быстро изнашивается, однако ее стоимость значительно ниже стоимости формы для литья на термопластавтомате, что позволяет использовать ее на этапе опытной отработки изделия.

В отличии от фрезерования и ЗД-печати, технология литья предъявляет к геометрии изделия требования, ограничивающие его конструкцию. В первую очередь, должна быть обеспечена возможность извлечения детали из формы. Выбор показанной на Рисунке 3.1 конструкции насоса исключает вероятность несовпадения поверхностей корпуса при сборке, позволяет однозначно контролировать зазоры в изделии, обеспечивает герметичное соединение деталей, их однозначное взаимное расположение относительно друг друга, соосность, облегчает саму сборку. Однако извлечь выполненный единой деталью спиральный корпус отвода (деталь Крышка корпуса верхняя) из формы не представляется возможным, поэтому изготовить такой вариант корпуса методами литья невозможно. Как следствие, для изготовления методами литья в силиконовые формы был дополнительно разработан второй вариант конструкции корпуса насоса с разъемом по плоскости отвода, как показано на Рисунке 3.9.

Рисунок 3.9.

Внешний вид деталей корпуса для изготовления литьем.

Такой вариант конструкции позволил изготовить корпус методами литья в силиконовые формы, но увеличил риски искажения геометрии проточной части из-за возможных технологических отклонений геометрии от требований КД и возможной неточности сборки. Также стоит отметить, что литье в силиконовые формы накладывает ограничения и на размеры деталей, которые могут быть получены (например, стенки изделия должны быть не тоньше 1 мм), а также не позволяет достигнуть повторяемости изделий. В рамках работы было изготовлено 5 комплектов деталей из прозрачного полиуретана Synthene PRC 1708, их внешний вид показан Рисунке 3.10.

Рисунок 3.10.

Детали насоса, изготовленные литьем в силиконовые формы.

Для анализа полученных отклонений размеров деталей от требований КД был проведен их инструментальный контроль. Измеряемые параметры геометрии показаны на Рисунке 3.11, полученные значения для образцов приведены в Таблице 9 (для некоторых величин указан диапазон, т.к. осуществить их точное измерение не удалось).

Крышка ротора верхняя

Крышка корпуса верхняя

Крышка корпуса нижняя Рисунок 3.11.

Измеряемые параметры деталей для контроля качества изготовления

Результаты замера размеров изготовленных деталей

Подвод

^\.ПаРаметр Ъ Ъ2 Ъэ {

3Д-модель 23,30 12,00 15,00 5,00 0,90 4,00 1,00

Фрезерование, №1 23,60 11,96 12,00 14,94 5,00 0,80 3,90. .3,95 0,95. 0,97

Литье, №1 23,25 11,90. 12,00 14,92 4,50. .4,70 0,80. .0,90 4,06. .4,07 1,05. .1,10

Литье, №2 23,25 12,05 15,20. .15,30 4,50. .4,60 0,85. .0,90 4,00. .4,20 1,08. .1,12

Литье, №3 23,25 12,00 14,93 14,95 4,60. .4,70 0,80. .0,83 4,00. .4,05 1,05. .1,06

Литье, №4 23,25 12,00 15,12 15,22 4,50. .4,60 0,75. .0,81 4,10. .4,13 1,05. .1,14

Литье, №5 23,30 12,10 15,15 4,50 4,05. .4,10 0,80. .0,90 1,05. .1,15

Рабочее колесо

^"\Параметр Ъ а Б Б Ь2

3Д-модель 12,30 4,00 50,00 1,00 7,50

Фрезерование, №1 12,37 4,10.4,15 50,22 1,20 7,50

Литье, №1 12,66 4,18.4,20 50,09 1,12.1,15 7,50

Литье, №2 12,64 4,18.4,20 50,20 1,10.1,12 7,40

Литье, №3 12,74 4,22 50,05 1,08.1,14 7,40

Литье, №4 12,62 4,16.4,20 50,16 1,10.1,15 7,50

Литье, №5 12,70 4,20 50,20 1,07.1,16 7,50

Крышка ротора нижняя

^\Шраметр Образец""\^ а Ъ Б

3Д-модель 50,00 0,30 2,50

Фрезерование, №1 49,90 0,20.0,24 2,60.2,70

Литье, №1 50,20 0,25.0,30 2,76.2,93

Литье, №2 50,20 0,25 2,90.2,95

Литье, №3 50,10...50,20 0,26.0,30 2,85,..2,95

Литье, №4 50,00 0,23.0,25 2,85.2,95

Литье, №5 49,80 0,20.0,30 2,80.2,90

Крышка ротора ве рхняя

Параметр Образец Б Б И ё ёг

3Д-модель 50,00 1,20 3,00 18,00 12,40

Фрезерование, №1 49,85 1,25.1,55 2,90 18,60 12,20

Литье, №1 50,00 1,57.1,60 2,77 18,60 12,30

Литье, №2 50,18 1,66 3,00.3,04 18,60 12,34

Литье, №3 50,09 1,60.1,70 2,80 18,60 12,25

Литье, №4 50,05 1,57.1,64 2,72.2,76 18,60 12,32

Литье, №5 49,80 1,60 3,60.3,70 18,60 12,24. .12,30

Крышка корпуса нижняя

Параметр Образец ^^^^^^ Б Иг Б

3Д-модель 50,50 62,00 4,40 3,00 6,00

Фрезерование, №1 50,30 - 4,45 - -

Литье, №1 50,50......50,60 62,20 4,40 3,40.3,50 6,40.6,50

Литье, №2 50,40 62,20 4,40 3,40 6,40.6,50

Литье, №3 50,60 62,15 4,50 3,40 6,30.6,40

Литье, №4 50,20 61,82 4,46 3,40.3,50 6,40.6,50

Литье, №5 50,30......50,60 62,20 4,45 3,40.3,50 6,40.6,45

Крышка корпуса верхняя

Параметр Образец ё И н