СПОСОБ ИСКУССТВЕННОЙ ПЕРЕКАЧКИ ФИЗИОЛОГИЧЕСКОЙ ЖИДКОСТИ
METHOD OF ARTIFICIAL TRANSMISSION OF PHYSIOLOGICAL LIQUID

Изобретение относится к способам для перекачки физиологической жидкости, в частности крови, и может быть использовано в медицине для введения в систему кровообращения млекопитающего с целью поддержки сердца.
Известен способ для перекачки физиологической жидкости, в частности крови, описанный в патенте (RU 2003306 С1, 30/1193). В известном способе перекачивание крови производится через посредством рабочей жидкости с помощью электромагнитов, включающихся попеременно.
Недостаток способа состоит в том, что для его функционирования необходима промежуточная жидкость, что увеличивает габаритные размеры и вес устройства, используемого в данном способе. Кроме того, устройство не надежно в работе и сложно в изготовлении.
Известен также способ для перекачки физиологической жидкости, в частности крови, описанный в патенте (RU 2519757 С2, 20.06.2014).
В известном способе перекачка крови производится с помощью насоса с пропеллером, установленным на приводном валу между проксимальным и дистальным частями артериального сосуда или сердца.
Известный способ позволяет перекачивать от трех до восьми литров жидкости в минуту. Его использование показало, что в среднем каждый пациент, который пользовался таким протезом в течение двенадцати недель, не имел каких-либо осложнений.
Однако трущиеся поверхности пропеллеров, омываемых кровью, уменьшают их износостойкость. Кроме того, сохраняется высокий риск развития гемолиза. Некоторые исследования продемонстрировали метаболические и нейрогуморальные изменения в органах, перфузируемых непульсирующим кровотоком.
Ближайшим аналогом заявленного технического решения является способ перистальтической перекачки физиологической жидкости, к которой относится и кровь, описанный в статье: А.Н. Виноградов, Г.Е. Духовенский. Исследование пьезоэлектрических микронасосов для медицинской и космической техники (см. интернет http://nuclphys.sinp.msu.ru/school/s11/11_16.pdf).
В известном перистальтическом способе перекачки физиологической жидкости, в частности крови, используют бегущую волну деформаций замкнутого объема. Волнообразное движение жидкости образуется от сжатия и растяжения пьезоэлементов. Для создания такой волны на пьезоэлементы подают переменное трехфазное возбуждающее напряжение по принципу, широко применяемому в электрических машинах переменного тока, согласно которому, сдвигая обмотки в пространстве при определенном питании этих обмоток со сдвигом по фазе, образуют бегущую волну перемещения магнитного поля, генерируемого обмотками, в данном случае движения жидкости.
Достоинства известного способа для перекачки физиологической жидкости, в частности крови, заключаются в простоте исполнения, высокой надежности и отсутствии обратных клапанов и трущихся частей.
Недостатком известного способа является то обстоятельство, что он предназначен для перекачивания малых объемов текучих сред и может быть применен лишь в микроаналитических системах.
Задача, на решение которой направлено настоящее изобретение, состоит в создании эффективного и надежного способа для перекачки жидкости, в частности крови, позволяющего уменьшить нагрузку на сердце, способного проталкивать текучую среду, например кровь, между проксимальным и дистальным частями артериального сосуда или сердца, причем жидкость пропускают через внутренние и внешние каналы пьезоэлементов.
Технический результат, достигаемый при реализации изобретения, заключается в повышении производительности насоса, способствующего работе сердца, в увеличении его КПД, снижении габаритных размеров и веса и снижении гемолизного эффекта.
Для решения поставленной задачи с достижением технического результата в известном способе перекачки физиологической жидкости, в частности крови, с помощью насоса, в котором используют бегущую волну деформаций замкнутого объема за счет волнообразного движения текучих сред, образуемого от сжатия и растяжения пакета пьезоэлементов путем подачи переменного трехфазного возбуждающего напряжения, согласно изобретению перекачку физиологической жидкости, в частности крови, производят за счет насоса состоящего из трех последовательно соединенных пьезоэлектрических модулей, содержащих внутренние и внешние каналы, а насос устанавливают между проксимальным и дистальным частями артериального сосуда или сердца, в последнем кровь из левого желудочка через впускной клапан переносят в аорту.
Перекачку физиологической жидкости, например крови, могут производить через внутренние каналы пакета пьезоэлементов.
Перекачку физиологической жидкости, в частности крови, могут производить через внешние каналы, проходящие между пакетом пьезоэлементов и внутренними каналами, в котором расположены пьезоэлементы.
Один из каналов может быть использован для перекачивания охлаждающей пакет пьезоэлементов жидкости или газа.
Скорость бегущей волны физиологической жидкости, в частности крови, могут изменять путем регулирования частоты бегучей волны.
Давление физиологической жидкости могут изменять путем регулирования величины переменного напряжения.
Вытеснение жидкости через внешние каналы, проходящие между пакетом из шайб и внутренним каналом, дает возможность получить дополнительный поток жидкости на выходе, что также способствует повышению производительности насоса.
Вытеснение жидкости за счет изменения объема пакета пьезоэлементов, выполненных в виде шайб, позволяет значительно повысить производительность насоса, увеличить его напор, а также поднять его КПД благодаря непрерывной работе пьезоэлементов.
Использование одного из каналов для перекачивания через пакет пьезоэлементов охлаждающей жидкости или газа дает возможность поддерживать требуемую температуру физиологической жидкости.
Изменение скорости бегущей волны деформации путем регулирования частоты бегучей волны позволяет регулировать, скорость потока в широком диапазоне.
Изменение давления нагнетаемой среды путем регулирования переменного напряжения дает возможность независимо от других параметров менять напор потока.
Указанные преимущества изобретения, а также его особенности поясняются лучшими вариантами выполнения со ссылками на чертежи:
Фиг. 1 - силовой блок насоса, выполненный из пьезоэлементов в виде шайб.
Фиг. 2 - разрез одного пьезоэлектрического насоса в сборе (провода не изображены).
Фиг. 3 - общий вид насоса для физиологической жидкости, состоящий из трех модулей.
Фиг. 4 - блок электропитания одного пьезоэлектрического модуля.
Фиг. 5 - Графики ЭДС трех пьезоэлектрических модулей.
Фиг. 6 - структурная система управления блоками насосных модулей.
Фиг. 7 - вид с торца на головку насоса.
Фиг. 8 - расположение насоса в подключичной артерии.
Фиг. 9 - расположение пьезоэлектрических модулей в области сердца.
Перистальтический пьезоэлектрический насос 1 (фиг. 1) для перекачки физиологической жидкости содержит блок шайб 2, изготовленных из пьезоэлементов, покрытых электропроводящим слоем, плотно прилегающих друг к другу и расположенных в виде столба, с внутренней полостью 3.
Поверхности каждой шайбы снабжены электродами (на фиг. 1 не показаны). Электроды получают питание от цепи переменного тока через трансформатор и преобразователь. Внутренняя и внешняя поверхности столба из шайб залиты слоем из термостойкой резины (на фиг. не показан).
С одной стороны от блока шайб расположена наружная шайба 4 с отверстием по середине с выходным штуцером 5, С другой стороны имеется такая же шайба 6 с отверстием по середине и штуцером 7. Шайба 4 и шайба 6 вместе с блоком из пьезоэлементов залиты внешним слоем терморезины. Блок шайб помещают внутри трубчатого корпуса 8 (фиг. 2), выполненного из плотной пластмассы или металла. С двух сторона корпус 8 снабжен крышками 9 и 10. Сквозь крышки через сальники 11 и 12 проходят штуцеры: через сальник 11 проходит штуцер 5; сквозь сальник 12 проходит штуцер 7. Между крышкой 9 и наружной шайбой 4 установлена кольцевая прокладка 13, выполненная из пружинистого материала, например синтетической резины. Аналогичная прокладка 14 установлена между крышкой 10 и шайбой 6. Указанные прокладки делят внутреннее пространство трубчатого корпуса 8 на внутреннюю полость 3 и внешний канал 15, проходящий между внутренней поверхностью трубчатого корпуса 8 и внешней поверхностью 1 шайб 2. Оба канала оказываются изолированными друг от друга. Трубчатый корпус 8 с двух сторон снабжен отверстиями 16 и 17, расположенными диаметрально по отношению друг к другу, В эти отверстия вставлены трубки соответственно 18 и 19. В свою очередь штуцеры 5 и 7 снабжены трубками соответственно 20 и 21.
Вся конструкция, показанная на фиг. 2, вместе с трубчатым корпусом 8 представляет собой нагнетательный модуль. Три таких модуля А, В, С, располагают последовательно (фиг. 3), и их внутренние каналы также последовательно соединяют между собой. При этом входная трубка внутреннего канала объединенного трехзвенного модуля обозначена на фиг. 3 индексом 20А, а выходная трубка объединенного внутреннего модуля обозначена индексом 21С. В свою очередь внешние каналы трехзвенного модуля соединены по стрелкам: 19А - 18В, 19В - 18С. Входная трубка трехзвенного внешнего канала обозначена индексом 18А, а выходная трубка трехзвенного внешнего канала обозначена индексом 19С.
Электрическая схема питания каждого пьезоэлектрического модуля содержит понижающий трансформатор 22 (фиг. 4), в котором имеется обмотка высокого напряжения с проводами 23 и 24 и набор обмоток низкого напряжения. Провода низкого напряжения обозначены на схеме цифрами: провода 25, 26, подающие питание к первой пьезоэлектрической шайбе; провода 27, 28 - для питания второй пьезоэлектрической шайбы, провода 29 30 - для питания третьей пьезоэлектрической шайбы и т.д. В схеме показан также регулятор напряжения 31. Частота питания трансформатора определяет производительность нагнетателя.
Каждый трансформатор модуля получает питание от своей фазы переменного трехфазного тока. В частности, трансформатор модуля А получает питание от фазы А, трансформатор модуля В получает питание от фазы В, а трансформатор модуля С питается от фазы С. Поскольку фазы А, В и С сдвинуты по отношению друг к другу на 120° (фиг. 5), то в результате получаем бегущую волну напряжений питания трансформаторов и, соответственно, модулей. Структурная система управления модулей нагнетателя состоит из блока выпрямления 32 (фиг. 6), промежуточного блока управления 33 и инвертора 34. Последний преобразует постоянный ток в переменный трехфазный ток требуемой частоты. Напряжение, подаваемое на систему питания модулей, регулируется для всех трех фаз одновременно от системы управления 35 с помощью блока управления 36.
Все три модуля помещают в сборную головку 37 (фиг. 7), которая представляет собой клетку, состоящую из продольных ребер 38 и радиальных ребер 38. Радиальные ребра являются продолжением продольных и замыкаются на ободе 40. В головку помещают последовательно все три модуля А, В и С. На фиг. 7 изображены также охладительные трубки 18А и 19С по аналогии с фиг 3.
Головка 37 с пьезомодулями А, В, С вводится чрескожно посредством пункции в бедренную артерию 41 в паховой области. Головка продвигается в грудную аорту так, чтобы она находилась примерно на 5-10 см ниже левой подключичной артерии в области сердца 42. (фиг. 8). Для регулирования температуры модулей предусмотрена система, состоящая из двух трубок 18А и 19С, сформированных внутри шланга-катетера (на фиг. не показаны), чтобы транспортировать стерильный двадцатипроцентный раствор глюкозы для охлаждения пьезоэлементов. Охлаждение может потребоваться, если сердце пациента не будет находиться в полном покое. К охлаждающей жидкости может быть добавлен гепарин. Суточный расход охлаждающей жидкости, может равняться 900 мл (около 0,6 мл/мин). Скорость движения жидкости задается с пульта управления (на фиг. не показан). В контексте изобретения термины "дистальный" и "проксимальный" означают соответственно "удаленный от места чрескожного введения" и "находящийся ближе к месту чрескожного введения". Шланг-катетер в целом имеет достаточную жесткость для его введения в сосудистую систему и продвижения в требуемое положение. Вместе с тем он является достаточно гибким, чтобы следовать изгибам сосудистой системы. Если для введения катетера используется проводник 43, то он может быть проведен через одно из отверстий того же катетера.
В варианте технического решения все три модуля А, В, С на равном расстоянии помещают в области сердца и объединяют их промежуточными трубками 44 и 45 (фиг. 9). Концевые трубки присоединяют левый желудочек к модулю С (дистальная трубка 46) и аорту 47 к модулю А (проксимальная трубка 48).
Способ для перекачки физиологической жидкости на основе пьезоэлектрических элементов действует следующим образом.
При подаче питания на провода 25, 26, 27, 28 и т.д. (фиг. 4) на шайбы 1 из пьезоэлементов (фиг. 1) подается напряжение и пьезоэлектрические элементы начинают изменять свои габаритные размеры. При определенной полярности сигнала внутренний и внешний размеры пьезоэлементов увеличиваются, при противоположной полярности эти размеры уменьшаются. В процессе увеличении внутреннего размера жидкость будет стремиться заполнить образующийся вакуум, а при сжатии она будет вытолкнута во внешнее пространство.
Вытеснение жидкости за счет изменения объема пакета пьезоэлементов, выполненных в виде шайб, позволяет значительно повысить производительность насоса, увеличить его напор, а также поднять его КПД благодаря непрерывной работе пьезоэлементов.
А
m
В
m
С
m
m
При наличии кольцевых прокладок 13 и 14 жидкость поступает во внутреннее пространство 3, а при его расширении и выталкивается наружу по трубкам 20 и 21. В то же время внешний канал 15 при расширении пьезоэлементов 2 будет выжимать из себя жидкость и, наоборот, втягивать ее внутрь при сжатии указанных элементов. Как уже указывалось, на модули А, В и С подается переменное трехфазное возбуждающего напряжения (фиг. 5). Если ЭДС одной фазы (например, фазы А) принять за исходную и считать ее начальную фазу равной нулю, то выражения мгновенных значений ЭДС можно записать в виде е=E sin ωt е=E sin (ωt-120°), е=E sin (ωt-240°)=E sin (ωt+120°). Поэтому пакеты пьезоэлементов будут последовательно, поочередно изменять свой объем. В результате создается перистальтическая бегущая волна деформаций замкнутых объемов модулей. Особенность этой волны заключается в том, что в такой системе нет необходимости в обратных клапанах. В таком насосе отсутствует трение между механическими частями, что позволяет свести к нулю повреждение клеток крови.
Скорость V движения жидкости изменяется независимо от давления путем регулирования частоты бегучей волны (фиг. 6), согласно уравнению V=2fτ, где f - частота, τ=V/2f - полюсное деление, т.е. расстояние между поперечным центром первого модуля и точкой сочленения между вторым и третьим модулями (фиг. 3). С помощью той же системы управления также независимо от скорости потока жидкости меняют и давление физиологической жидкости путем регулирования величины переменного напряжения.
В варианте технического решения при необходимости оба образованных таким образом потока, один из которых выходит из трубки 21С, а другой из трубки 19С соединяют на выходе в выходной трубе (на фиг. не показана) в общий поток, что позволяет повысить производительность насоса.
Вытеснение жидкости через внешние каналы, проходящие между пакетом из шайб и внутренним каналом, дает возможность получить два потока жидкости на выходе, что расширяет возможности насоса.
Использование одного из каналов для перекачивания через пакет пьезоэлементов охлаждающей жидкости или газа дает возможность поддерживать требуемую температуру физиологической жидкости.
Изменение скорости бегущей волны деформации путем регулирования частоты бегучей волны позволяет регулировать скорость потока в широком диапазоне.
Изменение давления нагнетаемой среды путем регулирования переменного напряжения дает возможность независимо от других параметров, менять напор потока.
Предлагаемый способ перекачивания физиологической жидкости, в частности крови, дает возможность медицинскому персоналу в широком диапазоне регулировать физиологические параметры пациента. Это обстоятельство снижает риск от избыточности в ее функционирования системы искусственного кровоснабжения, что дает лучшие шансы на выздоровление. Насос заменяет неисправное биологическое сердце пациента, страдающего от сердечной недостаточности. Он способен перекачивать кровь из левого желудочка через впускной клапан в аорту с производительностью от 3 до 10 литров в минуту, что соответствует работе здорового сердца.
Насос способен помочь даже тяжелым пациентам с сердечной недостаточностью и обеспечивает частичное функционирование левого желудочка.
Используя природные возможности сердца, насос может работать как вспомогательный элемент кровообращения. Любая мышца, которая работает слишком мало, теряет форму, и сердце не исключение. Насос позволяет сердцу пациента по-прежнему работать, благодаря чему оно восстанавливается после операции. Насос предназначен для минимизации зависимости пациента от механической поддержки. Достоинства насоса состоят также в том, что энергия, потребляемая для перекачивания, сведена к минимуму, поскольку КПД современных пьезоэлементов достигает 80% и это не предел. Габаритные размеры и вес пьезоэлектрического насоса и его производительность будут значительно выше, чем у пропеллерного. Для энергоснабжения насоса потребуется относительно небольшой аккумулятор, подзаряжать который можно любым доступным на настоящий момент способом. Для перекачки крови не требуется никаких механических устройств. Единственная проблема, которая решена в данном изобретении, - это снижение нагрева механизма насоса, что может понадобиться, если пациент будет энергично двигаться. Предлагаемый насос даст возможность, при необходимости увеличить кровоток, что приведет к накоплению энергетических резервов.