УСТРОЙСТВО ДЛЯ ПЕРЕКАЧИВАНИЯ КРОВИ

Предлагаемое устройство относится к области медицинской техники, а точнее к устройствам для перекачивания крови или биохимических растворов, и может быть использовано в медицине для поддержки кровообращения в организме человека в условиях пульсирующего давления, а также в химических и биологических исследованиях в качестве насоса для перекачивания крови или растворов.
Из существующего уровня техники известны механические устройства для перекачивания крови, которые отличаются элементами конструкции и типом приводов, перекачивающих кровь или биохимические растворы. Это насосы различных конструкций (поршневые, баллонные, мембранные, ротационные) с электромеханическими и электромагнитными приводами, которые берут на себя функции либо всего сердца, либо лишь одного желудочка, а также используются для перекачивания крови при проведении биохимических исследований.
Например, известное «Устройство для перекачивания крови» может быть использовано в качестве внутрикорпорального вспомогательного устройства при недостаточной работе сердца, а также в качестве основного насоса в системах вспомогательного интеркорпорального кровообращения [1]. В устройстве между втулкой, валом, разделяющимся уплотнением и задней стенкой корпуса на подвижном колесе установлены торцовые криволинейные лопатки, выпуклые в направлении, противоположном вращению колеса. Ведущая по потоку сторона торцовых лопаток при вращение непосредственно осуществляет перекачивание крови.
Известное «Устройство для перекачивания крови», содержащее корпус с двухсторонним центральным подводом и периферийным отводом, рабочее колесо в виде установленного в корпусе с осевым зазором диска с острой выходной кромкой и с торцовыми поверхностями, обеспечивает перекачивание крови к периферийным отводам за счет механического вращения диска [2].
В известном устройстве под названием «Пульсационный насос» перекачка крови осуществляется за счет возвратно-поступательного движения в жидкостной камере подвижного элемента, выполняющего функцию поршня, причем движение обеспечивается при импульсном воздействии на поршень электромагнитной силы и силы пружины [3].
Указанные известные устройства имеют принципиальные недостатки, связанные с механическим принципом действия: низкая надежность подвижных элементов, трудностями размещения, обусловленные приводом подвижных элементов и относительно большими габаритными размерами. Кроме того, такая чувствительная жидкость как кровь или другие многофазные жидкости с низкой стабильностью, могут легко перейти в область нестабильных состояний в процессе прохождения через нагнетающие системы. Если возникает необходимость поддерживать кровообращение с помощью дополнительного кровяного насоса, то неизбежно взаимодействие крови с данной технической системой. Кровь при этом легко подвержена гемолизу или формированию тромбов, с соответствующими неблагоприятными последствиями для пациента.
Для проведения биологических исследований также необходимо обеспечить перемещение исследуемой крови или другой жидкости через канал с определенной скоростью в условиях герметизации (инкапсуляции) жидкостного канала.
Известны жидкостные насосы, в которых жидкость подвергается минимальному механическому воздействию при обеспечении герметичности жидкостного канала.
Например, известны магнитогидродинамические (МГД) кондукционные насосы, в которых рабочий канал с жидкостью размещен в зазоре между полюсами магнита, а по электрическим шинам к каналу подводится постоянный или переменный электрический ток. За счет взаимодействия электрического тока, проходящего через жидкость и магнитных полей, возникает движение электропроводящей жидкости - движение проводника с током в магнитном поле [4,5].
При этом сила F, действующая на проводник с током, помещенный в магнитное поле оказывается равной:
F=ILBsinα,
(1)
где: I - величина тока в проводнике, L - длина проводника, В - величина магнитной индукции поля, а - угол между направлением тока I в проводнике и направлением вектора магнитной индукции В.
Преимущества таких МГД - насосов заключаются в простоте конструкции и полной герметизации рабочего канала с жидкостью, отсутствие вращающихся частей и высокой надежности.
Так, известный магнитогидродинамический насос для перекачивания жидкости, предназначенный для проведения анализа крови и различных биохимических растворов содержит микроканалы с встроенной системой однонаправленного движения жидкости типа насадки - диффузора и магнитогидродинамическую (МГД) систему, состоящую из двух электродов, источника тока и постоянного магнита [6]. В известном устройстве МГД - система обеспечивает продольные колебательные движения жидкости за счет взаимодействия переменного электрического тока в жидкости и постоянного магнитного поля, а специальная насадка - диффузор за счет разного гидродинамического сопротивления обеспечивает движение жидкости в канале преимущественно только в одном направлении. При этом наличие постоянного магнита упрощает конструкцию и уменьшает энергопотребление, однако в канале устройства необходимо иметь встроенную систему однонаправленного движения жидкости, что ограничивает применение.
Наиболее близким к заявленному техническому решению является магнитодинамический насос (МГД - насос), состоящий из двух электродов с электрическими контактами, электромагнита, образованного из электрических катушек и блока управления, который содержит опорный генератор, первый и второй формирователи переменных сигналов, входы которых соединены с выходом опорного генератора, а выходы первого формирователя переменных сигналов подключены через электрические контакты к двум электродам, а выходы второго формирователя переменных сигналов присоединены к выводам электрических катушек электромагнита, причем электроды расположены между каналом с жидкостью, а электромагнит расположен так, чтобы создаваемые им силовые линии магнитного поля были ортогональны линиям напряженности электрического поля, создаваемого электродами [7].
Принцип действия известного устройства основан на бесконтактном воздействии переменного магнитного поля, создаваемого электромагнитом на электропроводную жидкость в канале насоса, например, кровь или раствор, через которую протекает электрический ток.
Для этого в известном устройстве сигналы с выхода опорного генератора поступают на входы первого и второго формирователей переменных сигналов, обеспечивая их синхронизацию. С выходов первого формирователя через электрические контакты переменное напряжение подается на соответствующие электроды, с помощью которых через жидкость пропускается электрический ток, а с выходов второго формирователя напряжение подается на выводы электрических катушек электромагнита, которые создают магнитное поле. При этом катушки электромагнита установлены вблизи канала с жидкостью так, чтобы ось каждой катушки была ортогональна линиям напряженности электрического поля, создаваемого электродами.
Для исключения нежелательного осаждения ионов жидкости на электродах и рекомбинации встречных потоков анионов и катионов в известном устройстве используется переменный электрический ток. При возбуждении электромагнита на жидкость в зоне прохождения переменного электрического тока начинает действовать электромагнитная сила - сила Лоренца, под действием которой жидкость перемещается по каналу, при этом за счет синфазности магнитного и электрического поля сила действует на жидкость только в одном направление, определяемом по известному правилу «левой руки» (см. выражение 1). При этом ионы, находящиеся в жидкости, совершают колебательные движения поперек канала за счет действия переменного электрического поля и одновременно перемещаются вдоль канала под действием электромагнитной силы, т.е. двигаются зигзагообразно вдоль канала.
Таким образом известное устройство обеспечивает перекачивание электропроводной жидкости, в частности крови, при полной герметизации рабочего канала и отсутствии подвижных частей.
Однако известное устройство имеет ряд недостатков.
Во-первых, катушки электромагнита при заданном токе возбуждения не обеспечивают максимальную напряженность магнитного поля в канале жидкости вследствие слабой направленности магнитного потока. Это особенно важно при малых поперечных размерах каналов, составляющих 1…5 мм. для получения максимально возможного давления жидкости в канале при условии принципиального ограничения величины электрического тока через канал, например, до единиц мА в организме человека.
Во-вторых, в известном устройстве не обеспечивается возможность предварительной установки оптимальных соотношений между фазами сигналов возбуждения магнитного и электрического поля и их частотой при разных геометрических размерах каналов и различных свойствах перекачиваемых жидкостей: крови и биохимических растворов. Выбор оптимальных параметров частоты электрического поля, действующего на жидкость в канале, зависит от ряда ее конкретных свойств: степени электропроводности, массы ионов и т.п., а фазовый сдвиг между сигналами возбуждения электрического и магнитного поля зависит, также и от геометрических размеров каналов и их электрических свойств. В известном устройстве такая регулировка не обеспечивается.
Указанные недостатки снижают эффективность применения известного устройства.
Кроме того, для эффективной поддержки периферийного кровообращения в организме человека в условиях пульсирующего давления необходима синхронизация вспомогательного насоса с сердечным пульсом человека. Как известно, кровь под воздействием ритмических сокращений сердца циркулирует в закрытой сосудистой системе. В случаях дисфункции сердца для увеличения давления крови в периферийных участках тела, например, конечностях рук или ног, необходимо использование вспомогательного насоса, который должен поддержать присутствующий сердечный пульс. В известном устройстве это не выполняется, что ограничивает область его применения.
Таким образом указанные недостатки снижают эффективность и область применения известного устройства.
Задача предлагаемого устройства для перекачивания крови заключается в повышение эффективности и расширение области применения.
Технический результат при реализации предлагаемого устройства заключается в повышение величины избыточного давления и обеспечении эффективной поддержки периферийного кровообращения в организме человека в условиях пульсирующего давления.
Указанный технический результат достигается тем, что предлагаемое устройство для перекачивания крови, состоящее из канала с жидкостью, двух электродов с электрическими контактами, электромагнита и блока управления, содержащего опорный генератор, первый и второй формирователи переменных сигналов, причем выходы первого формирователя переменных сигналов подключены через электрические контакты к двум электродам, а выходы второго формирователя переменных сигналов присоединены к выводам электрической катушки электромагнита, при этом электроды расположены между каналом с жидкостью, а электромагнит установлен так, чтобы создаваемые им силовые линии магнитного поля были ортогональны линиям напряженности электрического поля, создаваемого электродами, дополнительно содержит датчик пульса, выход которого присоединен ко входу усилителя, а выход усилителя подключен ко входу формирователя импульса, выход которого присоединен к управляющему входу ключа и внешнему контакту, а вход ключа соединен с выходом опорного генератора, а выход ключа через первый и второй управляемые элементы задержки присоединен соответственно ко входам первого и второго формирователей переменных сигналов, причем катушка электромагнита расположена на сердечнике, к двум торцам которого присоединены первый и второй магнитные наконечники, при этом сердечник электромагнита и магнитные наконечники выполнены из высокочастотного феррита, причем каждый наконечник образован из трех частей, соединенных между собой подвижными сочленениям, а датчик пульса выполнен из пьезочувствительного элемента, линейный размер рабочей поверхности которого не превышает линейный размер канала с жидкостью, а опорный генератор дополнительно содержит вход управления тактовой частотой, к которому подключен выход регулирующего элемента.
Схема устройства для перекачивания крови изображена на фигуре 1.
Обозначения на фиг.1: 1 - канал с жидкостью, 2, 3 - электроды, 4, 5 - электрические контакты, 6 - электромагнит, 7 - блок управления, 8 - опорный генератор, 9, 10 - первый и второй формирователи переменных сигналов, 11 - выходы первого формирователя переменных сигналов 9, 12 - выходы второго формирователя переменных сигналов 10, 13 - электрическая катушка, 14 - датчик пульса, 15 - усилитель, 16 - формирователь импульса, 17 - управляющий входу ключа, 18 - ключ, 19 - внешний контакт, 20 - выход ключа, 21 - первый управляемый элемент задержки, 22 - второй управляемый элемент задержки, 23 - сердечник, 24 - первый магнитный наконечник, 25 - второй магнитный наконечник, 26 - подвижное сочленение, 27 - пьезочувствительный элемент, 28 - вход управления тактовой частотой, 29 - регулирующий элемент.
Схема принципа работы устройства для перекачивания крови изображена на фигуре 2.
Обозначения на фиг.2: 1 - канал с жидкостью, 2, 3 - электроды, 4, 5 - электрические контакты, 6 - электромагнит, 13 - электрическая катушка, 23 - сердечник, 24 - первый магнитный наконечник, 25 - второй магнитный наконечник.
Предлагаемое устройство для перекачивания крови состоит из канала с жидкостью 1, двух электродов 2 и 3 с электрическими контактами 4 и 5, электромагнита 6 и блока управления 7, содержащего опорный генератор 8, первый и второй формирователи переменных сигналов 9 и 10, причем выходы 11 первого формирователя переменных сигналов 9 подключены через электрические контакты 4 и 5 к двум электродам 2 и 3, а выходы 12 второго формирователя переменных сигналов 10 присоединены к выводам электрической катушки 13 электромагнита 6, при этом электроды 2 и 3 расположены между каналом с жидкостью 1, а электромагнит 6 установлен так, чтобы создаваемые им силовые линии магнитного поля были ортогональны линиям напряженности электрического поля, создаваемого электродами 2 и 3, дополнительно содержит датчик пульса 14, выход которого присоединен ко входу усилителя 15, а выход усилителя 15 подключен ко входу формирователя импульса 16, выход которого присоединен к управляющему входу 17 ключа 18 и внешнему контакту 19, а вход ключа 18 соединен с выходом опорного генератора 8, а выход 20 ключа 18 через первый и второй управляемые элементы задержки 21 и 22 присоединен соответственно ко входам первого и второго формирователей переменных сигналов 9 и 10, причем катушка 13 электромагнита 6 расположена на сердечнике 23, к двум торцам которого присоединены первый и второй магнитные наконечники 24 и 25, при этом сердечник 23 электромагнита 6 и магнитные наконечники 24 и 25 выполнены из высокочастотного феррита, причем каждый наконечник 24 и 25 образован из трех частей, соединенных между собой подвижными сочленениям 26, а датчик пульса 14 выполнен из пьезочувствительного элемента 27, линейный размер рабочей поверхности которого не превышает линейный размер канала с жидкостью 1, а опорный генератор 8 дополнительно содержит вход управления тактовой частотой 28, к которому подключен выход регулирующего элемента 29.
Работа предлагаемого устройства осуществляется следующим образом.
Предварительно производится установка электродов 2 и 3, а также магнитных наконечников 24 и 25 относительно канала с жидкостью 1 таким образом, чтобы создаваемые ими силовые линии магнитного поля были ортогональны линиям напряженности электрического поля, создаваемого электродами 2 и 3.
После включения электропитания блока управления 7 производится ручным способом установка оптимальных значений частоты опорного генератора 8 и значений задержек сигналов в первом и втором управляемых элементах задержек 21 и 22.
Выбор оптимального значения частоты опорного генератора 8 производится в диапазоне частот 0,1-10 МГц. исходя из свойств конкретной жидкости в канале 1 (кровь, биораствор и т.д.). При этом значение частоты опорного генератора 8, определяющей периоды колебаний переменного электрического поля между электродами 2 и 3, выбирается таким образом, чтобы за один период колебаний ионы жидкости в канале 1 с учетом своей инерции могли выполнять микроскопические колебательные перемещения не превышающие среднюю длину свободного пробега для исключения релаксации и предотвращения востановления в области электродов 2 и 3. В частности, для крови приемлемым значением частоты колебаний переменного электрического поля является 1…3 МГц.
Установка заданной частоты опорного генератора 8 производится с помощью регулирующего элемента 29, для чего заданный сигнал управления с выхода регулирующего элемента 29 поступает на управляющий вход 28 опорного генератора 8 и на его выходе появляются высокочастоные импульсы заданной частоты, которые поступают на вход ключа 18, а затем после его срабатывания, импульсы поступают на входы первого и второго управляемых элементов задержек 21 и 22 и далее через первый и второй формирователи переменных сигналов 9 и 10 на электроды 2, 3 и катушку 13.
Другими установочными параметрами являются временная задержка первого и второго управляемых элементов задержки 21 и 22. Время задержки каждого элемента 21 и 22 регулируется независимо ручным способом в диапазоне задержек до значений, равных половине периода колебаний сигналов опорного генератора 8.
С помощью управляемых элементов задержки 21 и 22 задается такой временной сдвиг между сигналами на входах первого и второго формирователей переменных сигналов 9 и 10, чтобы выходные разнополярные импульсы на их выходах 11 и 12, поступающие соответственно на электроды 2, 3 и катушку 13 электромагнита 6 создавали синфазные электрическое и магнитное поля в канале с жидкостью 1, для получения максимального давления жидкости.
Необходимость введения регулировки фазовых сдвигов сигналов возбуждения обусловлена наличием реактивных составляющих в выходных электрических цепях, в частности, в электрической катушке 13 электромагнита 6 и вносимыми нагрузкой - каналом с жидкостью 1 фазовыми искажениями. Введение данной регулировки с помощью управляемых элементов задержки 21 и 22 исключает постоянную составляющую фазовой ошибки и обеспечивает синфазность электрического и магнитного поля в канале с жидкостью 1, что в результате создает максимально возможное давление для перекачивания жидкости в каждом конкретном случае.
Предлагаемое устройство для перекачивания крови может быть использовано для поддержки периферийного кровообращения в организме человека в условиях пульсирующего давления и в качестве насоса для перекачивания жидкости - биохимических растворов, крови и т.п. при проведение анализа и исследований.
При использовании предлагаемого устройства для поддержки периферийного кровообращения работа устройства осуществляется следующим образом.
Первоначально производится включение электропитания блока управления 7 и предварительная установка указанных выше параметров. Датчик пульса 14, выполненный из пьезочувствительного элемента 27, устанавливается непосредственно снаружи входа канала с жидкостью 1, например, сосуда с кровью.
При появлении пульса датчик 14 срабатывает и напряжение с контактов пьезоэлемента 27 поступает на вход усилителя 15, где усиливается и затем поступает на вход формирователя импульса 16. Формирователь импульсов 16 срабатывает и формирует на своем выходе управляющий сигнал с длительностью, соответствующей длительности приливного давления на входе канала с жидкостью 1. Этот сигнал поступает на управляющий вход 17 ключа 18, который срабатывает и высокочастотные импульсы с выхода опорного генератора 8 через замкнутый ключ 18 поступают на входы первого и второго управляемых элементов задержек 21 и 22, где задерживаются в соответствии с предварительно установленными значениями и поступают на входы первого и второго формирователей переменных сигналов 9 и 10, которые формируют на своих выходах 11 и 12 разнополярные импульсы с частотой опорного генератора 8.
На выходах 11 первого формирователя переменных сигналов 9 и выходах 12 второго формирователя переменных сигналов 10 появляются разнополярные импульсы с частотой опорного генератора 8, причем импульсы с выхода 11 через электрические контакты 4 и 5 прикладываются к электродам 2 и 3, а импульсы с выхода 12 поступают на обмотку 13 электромагнита 6.
Таким образом, между электродами 2 и 3 возникает переменное электрическое поле, а в сердечнике 23 электромагнита 6 появляется переменное магнитное поле, которое через присоединенные магнитные наконечники 24 и 25 проходит через жидкость в канале 1.
В результате синфазного действия переменных полей на жидкость действует однонаправленная электродинамическая сила, которая обеспечивает ее перекачивание (см. выражение 1).
Схема принципа работы устройства для перекачивания крови изображена на фигуре 2.
Разнополярные импульсы с выхода 11 первого формирователя переменных сигналов 9 поступают через электрические контакты 4 и 5 на электроды 2 и 3, вызывая появление переменного электрического поля с напряженностью «Е» в канале с жидкостью 1. Разнополярные импульсы с выхода 12 второго формирователя переменных сигналов 10 поступают на обмотку 13, вызывая появление переменного магнитного поля в сердечнике 23 и присоединенных к нему магнитных наконечниках 24 и 25 и образуя в канале с жидкостью 1 переменное магнитное поле с индукцией «В». В результате действия переменных полей на электропроводную жидкость действует однонаправленная сила «F», которая обеспечивает ее перекачивание в соответствие с выражением 1 (см. фиг.2).
При уменьшении приливного давления на входе канала 1 сигнал с датчика пульса 14 уменьшается, вызывая окончание управляющего импульса с выхода формирователя импульсов 16 и размыкание ключа 18. При этом импульсы с выхода опорного генератора 8 перестают поступать на входы первого и второго управляемых элементов задержек 21 и 22, исчезают разнополярные импульсы на выходах 11 и 12 первого и второго формирователей переменных сигналов 9 и 10 и, соответственно, электрическое и магнитное поле. При последующем появлении пульса указанный процесс повторяется.
При использование предлагаемого устройства в качестве насоса для перекачивания жидкости, например, биологического растворов, крови и т.п. при проведение исследований устройство работает аналогичным образом.
Первоначально, также, производится включение электропитания блока управления 7 и предварительная установка указанных выше параметров. Поскольку синхронизация работы с пульсом при данном применение не требуется, то датчик пульса 14, усилитель 15 и формирователь 16 в этом режиме не используются. Для включения работы насоса используется внешний сигнал управления, который поступает на внешний контакт 19, который присоединен к управляющему входу 17 ключа 18. Под действием этого сигнала ключ 18 срабатывает и высокочастотные импульсы с выхода опорного генератора 8 через замкнутый ключ 18 поступают на входы первого и второго управляемых элементов задержек 21 и 22.
Далее работа устройства происходит аналогично указанному выше описанию. При отключении внешнего сигнала управления с контакта 19 ключ 18 размыкается, в результате чего работа устройства прекращается.
Таким образом, осуществляется работа предлагаемого устройства для поддержки периферийного кровообращения в организме человека в условиях пульсирующего давления и в качестве насоса для перекачивания жидкости при проведение исследований.
Выполнение сердечника 23 и магнитных наконечников 24 и 25 из высокочастотного феррита обеспечивает высокую добротность при формирование магнитного поля до 10 МГц. Предлагаемая конструкция устройства, а именно, присоединение к двум торцам сердечника 23 электромагнита 6 магнитных наконечников 24 и 25, образованных из трех частей, соединенных между собой подвижными сочленениям 26 позволяет создавать магнитное поле в каналах с жидкостью 1 различных размеров, причем направление поля оказывается наиболее оптимальным для получения величины давления. Этому же способствует и возможность предварительной установки синхронизации взаимодействия электрического и магнитного полей в канале с жидкостью 1 за счет введения управляемых элементов задержек 21 и 22.
Указанное выше повышает эффективность действия предлагаемого устройства.
Выполнение пьезочувствительного элемента 27 с линейным размером рабочей поверхности, не превышающей линейный размер канала с жидкостью 1 обеспечивает точное измерение появления пульса в заданной точке, что обеспечивает синхронизацию работы устройства при поддержки периферийного кровообращения в организме человека в условиях пульсирующего давления.
Указанное выше расширяет область применения устройства.
Таким образом, предлагаемое устройство для перекачивания крови обеспечивает поддержку кровообращения в организме человека в условиях пульсирующего давления, кроме того оно может быть использовано при проведение химических и биологических исследований в качестве насоса для перекачивания крови или растворов.
Библиографические данные источников информации:
1. Описание к патенту РФ №2308977 от 27.10.2007. МПК А61М 1/10.
2. Описание к патенту РФ №2076495 от 15.11.1991 МПК А61М 1/10, опуб. 27.03.1997.
3. Описание к патенту РФ №2211709 от 18.12.1998 г. МПК А61М 1/12, опуб. 10.09.2003, Бюл.25.
4. Бирзвалк Ю.А., Основы теории и расчета кондукционных МГД-насосов постоянного тока, Рига, 1968;
5. Тютин И.А., Электромагнитные насосы для жидких металлов, Рига, 1959.
6. Описание к патенту США №7753656 В2, приоритет от 25 декабря 2003 г., дата опубликования 13 июля 2010 г., МКИ Н02К 44/00.
7. Описание к патенту США №2007/0274840 А1, приоритет от 13 декабря 2006 г., дата публикации 29 ноября 2007 г. МКИ B60L 9/16.