Содержание к диссертации
Введение
ГЛАВА 1. Обзор литературы. общие вопросы механической поддержки кровообращения 14
1.1. Классификация методов механической поддержки кровообращения. 14
1.2. Компоненты имплантируемой системы обхода левого желудочка сердца на основе насоса объемного типа . 15
1.3. Понятие физиологичности системы вспомогательного кровообращения 17
1.4. Системы обхода левого желудочка сердца: медико-технические требования к функционированию. 19
1.5. Насосы крови имплантируемых систем механической поддержки кровообращения 21
1.6. Системы привода 26
1.7. Системы управления силовым преобразователем
энергии привода при вспомогательном кровообращении 41
1.8. Системы энергообеспечения . 51
1.9. Современные системы имплантируемого обхода сердца 53
ГЛАВА 2. Теоретический и экспериментальный анализ вариантов силовой части привода систем ВК 59
2.1. Нереверсивный привод с преобразователями вида движения 60
2.2. Электрогидравлические системы привода 69
2.3. Имплантируемый электромеханический модуль на базе вентильного двигателя с преобразователем вида движения 73
ГЛАВА 3. Разработка математической модели имплантируемой системы олж и алгоритма управления приводом 76
3.1. Разработка модели вентильного двигателя 76
3.2. Модель нагрузки. 84
3.3. Модель системы управления 87
3.4. Моделирование системы ВК и анализ составляющих нагрузки 92
3.5. Оптимизация системы ВК 99
3.6. Рекомендации по разработке привода с
уменьшенным энергопотреблением 101
3.7. Блок-схема системы управления и алгоритмы функционирования привода 106
ГЛАВА 4. Автономная портативная система бесперебойного питания 124
4.1. Основные технические требования к системе электропитания 124
4.2. Принцип построения и состав системы бесперебойного питания 125
4.3. Параметры и характеристики системы бесперебойного питания на основе никель-металлогидридных аккумуляторных батарей 130
4.3.1. Буферный накопитель 131
4.3.2. Основной источник тока 132
4.3.3. Резервный источник тока 134
4.3.4. Блок управления, контроля и индикации 136
4.3.5. Конструкция основных блоков системы бесперебойного питания 136
4.4. Перспективная система бесперебойного питания на основе литий-ионных аккумуляторов 137
4.5. Вопросы надежности и безопасности работы системы электропитания 149
ГЛАВА 5. Исследование насоса крови 151
5.1. Анализ существующих конструкций имплантируемых искусственных желудочков сердца 151
5.2. Технические требования на разработку конструкции искусственного желудочка сердца 159
5.3. Автоматизированная технология моделирования гемодинамики и оптимизации конструкции ИЖС 161
5.4. Конечно-элементное моделирование и анализ гемодинамики^ 164
5.5. Методика определения показателя гемолиза 166
5.6. Анализ технологии изготовления ИЖС 167
5.7. Исследование влияния геометрических параметров ИЖС на гемодинамику 169
5.7.1. Влияние относа патрубка от посадочной поверхности 170
5.7.2. Влияние высоты патрубка 173
5.7.3. Влияние разноса патрубков от центральной плоскости 175
5.7.4. Влияние угла конуса патрубка 177
5.7.5. Влияние угла между осью патрубка и центральной плоскостью 180
5.7.6. Влияние радиуса кривизны основного тела ИЖС 184
5.7.7. Анализ гемодинамики предлагаемой конструкции ИЖС 187
5.8. Опытные образцы насоса крови 189
ГЛАВА 6. Экспериментальные исследования 193
6.1. Стендовые испытания 194
6.2. Экспериментальные животные ^ 196
6.3. Параметры регистрации 198
6.4. Операционная: режим, оборудование 198
6.5. Предоперационное обследование 201
6.6 Проведение анестезии 203
6.7. Методика паракарпорального подключения системы к сердцу и сосудам по схеме левое предсердцие-аорта 204
6.8. Методика паракарпорального подключения ИЖС в позицию левый желудочек-аорта 207
6.9. Методика подключения с имплантацией блока насос-двигатель под мышцы передней брюшной стенки 209
6.10. Результаты медико-биологических испытаний 211
6.10.1. Изменение гемодинамики при работе имплантируемой системы ОЛЖ 211
6.10.2 Гемолиз и его исследования при работе ИЖС системы ТА-2000 214
6.10.3. Изменение параметров внешнего дыхания на фоне ОЛЖ 217
6.10.4. Кислотно-щелочное состояние, газы крови и биохимия при ОЛЖ имплантируемым насосом „ „ 218
6.10.5. Результаты применения имплантируемой электромеханической системы ОЛЖ . .220
Выводы 223
Практические рекомендации 225
Список использованных источников
- Компоненты имплантируемой системы обхода левого желудочка сердца на основе насоса объемного типа
- Электрогидравлические системы привода
- Моделирование системы ВК и анализ составляющих нагрузки
- Параметры и характеристики системы бесперебойного питания на основе никель-металлогидридных аккумуляторных батарей
Введение к работе
Прогресс современной хирургии и, прежде всего, таких бурно развивающихся ее отраслей как кардиохирургия и трансплантология не возможен без использования высоких технологий, реализуемых в устройствах частичной и полной замены функции жизненно важных органов человека J.Watson, Y.Taenaka 2000, В.И.Шумаков 1996.
С начала 40-х годов прошлого века началась разработка методов очистки крови от шлаков, приведшая к внедрению в клиническую практику гемодиализа. Несколько позднее создание искусственных легких обеспечило широкое применение метода искусственного кровообращения (ИК) при операциях на «открытом» сердце.
В 60-х годах начались разработки по применению насосов крови и электронных устройств управления ими для механической поддержки кровообращения у больных с рефрактерной сердечной недостаточностью.
Последнее направление в части создания имплантируемых систем оказалось наиболее сложным и, несмотря на более чем 40-летний опыт исследований, которые проводились и ведутся во всех индустриально развитых странах мира, сегодня мы еще далеки от создания оптимальных с клинической точки зрения устройств искусственного сердца (ИС) и вспомогательного кровообращения (ВК).
Эти исследования высветили не только чисто технические проблемы, но и недостаток современных знаний в области биологии, физиологии и других фундаментальных дисциплин, изучающих человека.
Современные имплантируемые устройства ИС и ВК имеют ряд существенных недостатков:
- неудовлетворительные массо-габаритные характеристики;
- несовершенство систем управления работой систем ИС и аппаратов ВК;
- нефизиологичность современных исполнительных устройств механической поддержки в отношении потоков крови на выходе из насоса, травмы форменных элементов крови, развития тромбов на поверхностях, контактирующих с кровью; - системы энергообеспечения имплантируемых устройств требуют совершенствования в отношении автономности и длительности функционирования без подзарядки;
- недостаточно высокая надежность узлов систем ИС и ВК, высокая стоимость, необходимость постоянного приема медикаментов и присутствия квалифицированного обслуживающего персонала.
Этот перечень можно было бы продолжить. И все же, несмотря на все недостатки системы ИС и ВК находят широкое клиническое применение, более того, это происходит несмотря на достижения биологических дисциплин, которые в ближайшее время ставят на повестку дня создание из собственных тканей больного, иммунологически совместимых, жизненно важных органов.
Другими словами, развитие двух направлений - технического и биологического, не исключает, а стимулирует дальнейшие исследования в этой области.
В настоящее время наиболее продвинутыми в отношении клинического применения являются системы ИС и ВК на основе насосов объемного типа, по физиологии наиболее близко стоящие к естественному сердцу, несмотря на ряд присущих им недостатков. Из последних наиболее существенным являются их неудовлетворительные массо-габаритные и шумовые характеристики.
В свою очередь, противопоставляемые им насосы роторного типа - осевые и центрифужные, которые обладают значительно более совершенными массо-габаритными характеристиками, имеют свои отрицательные стороны, касающиеся как нефизиологичиости потока крови, так и чисто конструктивно-технических характеристик этих насосов.
Поэтому в настоящее время в клиническом применении доминируют системы механической поддержки кровообращения, основанные на применении объемных насосов.
Следует отметить, что, несмотря на большое количество предложенных и исследованных экспериментально устройств механической поддержки кровообращения (МПК) на основе объемных насосов, исключительное применение имеют несколько конструкций систем обхода желудочков сердца. Последние целесообразно подразделить на системы обхода подключением насоса. Сюда прежде всего относятся устройства фирмы Торатек (США), широко используемые во всем мире. Реже и только в Европе используются системы фирмы Медос (Германия); в Японии применяется искусственный желудочек сердца Иипон-Зеон, в России до 1985 г. использовался паракорпоральный искусственный желудочек сердда Ясень-19, представлявший совместную разработку НИИТиИО и ОАО «ОКБ Сухого». Москва.
К паракорпоральный следует отнести системы обхода левого желудочка (ОЛЖ), основанные на применении центрифужных насосов: насос Биопамп ВР-80 фирмы «Медтроник» и насос РВ-180, разработанный в Питсбурге (США). К этому же типу паракорпоралъных насосов следует отнести центрифужный насос SARNS (Sams ЗМ, Ann Arbor, США). К этой же группе относится система механической поддержки «Hemopump», в которой исполнительное устройство - миниатюрный осевой насос, вводится через бедренную артерию и располагается в просвете грудной аорты. Насос связан и приводится в движение посредством тросика от электропривода, расположенного снаружи.
Вторую группу составляют имплантируемые системы ОЛЖ. В этих системах поддержки насос и электродвигатель с преобразователем движения находится внутри организма (интракорпорально - чаще всего в брюшной полости или под мышцами передней брюшной стенки), а системы управления и снабжения энергией снаружи, на поясе или наплечной сумке.
Наиболее распространенными имплантируемыми системами ОЛЖ являются: система «Novacor» фирмы Baxter, Healthcare Corp. (США) и «Heart Mate» фирмы Thermo-medicus systems (США).
Последнее время в качестве имплантируемых устройств ОЛЖ в клинике стали применятся системы на основе насосов роторного типа «Джарвик-2000» и БеЙлор-НАСА(США).
В отличии от систем первой группы интракорпоральное расположение насоса и привода и носимый источник энергии практически не ограничивают подвижность больного и повышают качество жизни на период проведения ВК.
Кроме того, при использовании чрезкожных способов передачи энергии значительно уменьшается опасность развития инфекции, т.к. отсутствуют чрезкожные проводники тока, являющиеся «воротами» инфекции. Все это увеличивает оптимальную длительность механической поддержки на период ожидания донора и. более того, создает качественно новые возможности лечения кардиомионатии, как дилатационной, так и ишемическои, т.к. включает морфологические и физиологические механизмы восстановления миокарда, что позволяет исключить необходимость в ряде случаев трансплантации сердца (ТС).
Таким образом, применение имплантируемых систем ОЛЖ является весьма перспективным. Однако, как уже отмечалось выше, существующие на сегодня системы на основе насосов объемного типа отличаются громоздкостью, шумовые характеристики их далеки от идеальных, сравнительно часто отмечается развитие инфекции в кармане, где располагается носимое устройство, особенно для насосов «Heart Mate», тогда как при использовании насосов «Novacor» нередко отмечаются тромбоэмболические осложнения.
Большим препятствием, ограничивающим применение имплантируемых систем ОЛЖ, особенно в странах с неразвитой системой медицинского страхования, является их высокая коммерческая стоимость и стоимость последующего койко-дня (М. Dew с соавт. 1993, A. Selijns с соавт., 1997).
Следует отметить, что в СССР, под патронажем государства, велись широкие исследования по созданию имплантируемых систем ИС и ОЛЖ в следующих медицинских центрах: во Всесоюзном научном центре хирургии АМН СССР, институте сердечно-сосудистой хирургии им. А.Н.Бакулева, НИН трансплантологии и искусственных органов МЗ СССР, в медицинских институтах Томска, Ленинграда, Вильнюса, Ташкента и др.; техническими соисполнителями этих работ являлись предприятия ВПК: ОАО «ОКБ Сухого», Московский завод электромеханической аппаратуры, МАИ, МФТИ, предприятия п/я А-1619, Г-4090 и др. К сожалению после 1990 г. подавляющее большинство этих исследований было свернуто, государственная поддержка прекратилась, научные коллективы распались.
Сегодня в Российской Федерации работы по созданию и клинической апробации имплантируемых систем В К ведутся в НИИТиИО, в НЦССХ им. А.Н.Бакулева и в Московском авиационном институте. В этих учреждениях опыт, который был получен в СССР за прошедшие десятилетия, сохранен, как сохранены и кадры, способные на необходимом уровне проводить эти исследования.
Более того, особенности переживаемого периода, когда были изменены многие приоритеты развития техники, позволили на новом уровне привлечь к работам по ИС и ВК специалистов, в частности по ракетной тєхі-шке. для изготовления насосных систем для ОЛЖ, гидравликов для создания систем привода насоса крови, повысилась глубина исследований физических процессов, протекающих в агрегатах питания, усовершенствованы методы их математического и компьютерного моделирования.
Все это позволяет сегодня считать актуальной и практически решаемой задачу создания имплантируемой системы ОЛЖ для двухэтапной трансплантации сердца и как моста к восстановлению сократительной функции сердца.
Компоненты имплантируемой системы обхода левого желудочка сердца на основе насоса объемного типа
«Для того чтобы создать хорошо функционирующий искусственный орган, в частности, искусствеиное сердце, по устройству и управлению он должен быть максимально простым» Y.Nose, 1992.
Это высказывание одного из ведущих специалистов в области механической поддержки кровообращения не вызывает сомнения. Однако конструктивная сложность имплантируемых систем замещения сердца остается фактом, о чем свидетельствует самая простая схема имплантируемой системы обхода (рисунок 1.1.), которая состоит из следующих компонентов:
1. Насос крови, который включает в себя: корпус, кровяной мешок или диафрагму, которая имеет сложную, контактирующую с кровью поверхность, клапаны и соединительные магистрали.
2. Система преобразования движения: кинематические пары (шарико-винтовая. реечная, винт-гайка), толкатель, жидкость (чаще силиконовое масло), газ.
3. Преобразователь энергии (двигатель): электромеханический, электрогидравлический, электропневматический
4. Система управления: электронная, ручная, кардиосинхронизированная, автоматическая.
5. Источник энергии: электричество, изотопы, энергия мышц, биохимические источники крови (глюкоза, АТФ). Двигатель и система преобразования движения совокупно с системой управления, которая функционально теснейшим образом связана с элементами преобразования движения, составляют систему привода насоса крови.
Физиологичность имплантируемых СВК определяется степенью соответствия ее коиструщии и рабочих характеристик требованиям физиологии человеческого организма /29-30/.
Необходимым условием, определяющим уровень физиологичное имплантируемых СВК, является их способность обеспечивать требуемый расход крови по системе кровообращения. В этой связи приходится ставить вопрос, насколько они отвечают критериям физиологии человека.
Первым таким вопросом является вопрос о характере кровотока /31-33/. Поскольку кровоток в крупных сосудах организма носит пульсирующий характер и большинство систем регуляции настроены именно на такой кровоток, необходимо, чтобы искусственные насосы крови создавали пульсирующий кровоток.
Ряд авторов W.Rainer 1966, М.Мапу с соавт., 1967описывали многочисленные симптомы и синдромы, связанные с непульсирующей перфузией: развитие метаболического ацидоза; нарушение периферического сосудистого сопротивления; интерстициальные отеки; олигурия; послеоперационная кровоточивость; синдром «постоперационного легкого» и др. Однако последующие исследования Y.Nose с соавт. 1980 показали, что большинство отмеченных выше патологических симптомов связаны не с депульсацией, а с гипоперфузией и взаимоотношениями «Организм - насос» после имплантации механического устройства.
Проблеме взаимоотношения системы «Организм - насос» посвящено большое количество исследований /33-38/. Особый интерес вызывает гипотеза стадийной адаптации, предложенная Y.Nose.
Согласно этой гипотезе после имплантации насоса крови проходит 4 стадии адаптации: I стадия - гематологической адаптации или стадия «беспорядка», Я стадия - физиологическая адаптация или стадия «борьбы», III стадия - тканевой адаптации или стадия «совместного существования» и IV стадия - стадия принятия насоса как «своего».
Гематологическая (местная) адаптация длится первые 2 суток после имплантации. В течение этой стадии происходит прямой контакт крови с полимерной поверхностью насоса, в результате чего последняя покрывается слоем белка и форменные элементов крови. Для этой стадии характерно образование красных (эритроцитарных) тромбов, вследствие чего необходимо применение антикоагулянтов. II стадия - стадия физиологической адаптации длится по мнению Y.Nose 2 недели, характеризуется общей физиологической адаптацией организма к функционированию механического насоса, несмотря на часто возникающие трудности управления им. Для этой стадии характерно гиперадриергическое состояние, повышенная иммунная активность, а таюке повышенное периферическое сосудистое сопротивление и объем циркулирующей крови.
Электрогидравлические системы привода
Одним из перспективных вариантов ИС является система с электрогидравлическим приводом, в которой реверсивный центробежный осевой насос, установленный на валу погружного БД, осуществляет поочередное нагнетание рабочей жидкости в полости правого и левого ИЖС. Здесь, как и в известной системе с преобразователем вида движения на паре винт-гайка, исследуемый двигатель необходимо реверсировать. Однако в связи с тем, что двигатель имеет погружное исполнение., в системе обеспечивается активное охлаждение двигателя с передачей тепла через мембрану в кровь. Активная система охлаждения позволяет существенно снизить массу приводного двигателя при сохранении его мощности на необходимом уровне ( 20 Вт).
Для обеспечения регулирования закона нагнетания давления в рабочей камере двигатель должен обладать высоким быстродействием (электромеханическая постоянная времени не более 15 мс). С целью снижения количества гермовыводов число соединительных проводников между двигателем и блоком управления должно быть минимально возможным.
Разработанные и изготовленные вентильные двигатели имеют рассмотренную выше базовую конструкцию. На рисунке 2.6 приведена фотография основных узлов макетного образца БД. Двигатель имеет две пары полюсов, выполненных из магнита марки КС37А, Трехфазная диаметральная обмотка якоря размещена в пазах статора. В качестве датчиков положения ротора использованы датчики с подмагничиваиием. Габаритные размеры двигателя: наружный диаметр -30 мм, длина - 60 мм; объем двигателя - 42,4 CMJ; масса - 0,23 кг [155]. Параметры этого двигателя/? = 2, X — 2, DH = 0,47, развивающего при n = 6300 об/мин момент М = 0,027 Н-м, близки к оптимальным с точки зрения обеспечения максимальных удельных показателей.
Разработанными двигателями были укомплектованы экспериментальные образцы систем ВК (рисунок 2.7) разработанные нами и изготовленные в ОАО «ОКБ Сухой».
Основные экспериментальные данные приведены на рисунке 2.8. Анализ перечисленных выше данных показывает, что максимальная производительность системы не превышает 4.5 л/мин при частоте сердечных сокращений 80 уд/мин. Дальнейшее повышение частоты сердечных сокращений не приводит к увеличению производительности насоса крови из-за недостаточно высоких динамических свойств системы. Одновременно установлено, что при противодавлении выше 100 мм.рт.ст. производительность насоса с увеличением частоты сердечных сокращений не возрастает. Оба эти фактора свидетельствуют прежде всего о том, что двигатель мощностью 18 Вт с электро гидравлической системой не может обеспечить не только требуемые динамические показатели, но и не способен преодолеть нагрузку свыше 100 мм.рт.ст.
Проведенные исследования показали, что электрогидравлические системы ВК с точки зрения энергопотребления не конкурентоспособны по сравнению с электромеханическими системами и, несмотря на свою конструктивную простоту и приемлемые массо-габаритные показатели, не могут быть рекомендованы для применения в имплантируемых системах ВК.
Имплантируемый электромеханический модуль (рисунок 2.9) выполнен на базе реверсивного вентильного (бесконтактного) двигателя с возбуждением от постоянных магнитов и состоит из статора, размещенного в корпусе, полого ротора и толкателя.
Статор двигателя содержит пакет зубцового якоря с размещенной в пазах диаметральной сосредоточенной трехфазной обмоткой якоря,
С целью преобразования вращательного движения ротора в возвратно-поступательное движение толкателя, вал ротора выполнен полым с таким расчетом, чтобы ротор составлял единую интегральную конструкцию с преобразователем вида движения [156].
Преобразователь вида движения построен по принципу несоосной ролико-винтовой передачи, состоящей из винта, резьбовых роликов и резьбовой гайки, запрессованной в полый вал двигателя.
Рабочий конец винта через специальную муфту соединен с толкателем, воздействующим на мембрану насоса крови, жестко установленного на корпусе электромеханического модуля.
Во избежание нроворота толкателя вокруг оси вращения в конструкции модуля предусмотрен стержневой фиксатор, выполненный на основе скользящей опоры.
Индуктор двигателя выполнен из профилированных постоянных магнитов, установленных на ярме индуктора в чередующейся полярности. Для достижения высоких удельных показателей индуктор выполнен из закритических магнитов с высокой удельной энергией и содержит тир пары полюсов.
Для обеспечения механической прочности на роторе установлен бандаж в виде тонкостенного стакана из немагнитного материала.
Коммутация фаз обмотки якоря осуществляется трехфазным мостовым инвертором, силовые ключи которого управляются сигналами от чувствительных элементов датчиков положения ротора. В качестве таких элементов электромеханическом модуле использованы датчики Холла, установленные на лобовых частях обмотки якоря и управляемые потоком рассеяния индуктора.
Напряжение питания к обмоткам якоря и элементам Холла подводится по кабелю, герметизированный ввод которого установлен на корпусе модуля. Для обеспечения циркуляции воздуха в герметичном рабочем объеме модуля кабель пропущен через тонкостенную трубку. Соединение модуля с блоком управления осуществляется через специальный электрический разъем, жестко закрепленный на конце кабеля.
Имплантируемая электромеханическая часть системы (рисунок 2.10), осуществляющая перемещение толкателя мембраны насоса крови по заданному закону, выполнена на базе вентильного двигателя со встроенной ролико-винтовой передачей. Двигатель должен обеспечить циклическое перемещение толкателя (ход толкателя - 20 мм) с частотой сердечных сокращений от 40 до 120 уд/мин при соотношении «время систолы / время диастолы», принимающим значения -1/1, 1/2,1/3.
Моделирование системы ВК и анализ составляющих нагрузки
Для определения путей улучшения энергетических составляющих привода целесообразно произвести анализ основных компонент, влияющих на энергопотребление. Оставим потери и КПД двигателя, так как они определяются во многом требованиями к габаритным размерам.
Потребляемая мощность за вычетом потерь в обмотке якоря представляет собой электромагнитную мощность, которая расходуется на изменение кинетической энергии ротора (разгон-торможение) и выполнение полезной работы.
Составляющие электромагнитного момента, затрачиваемого на разгон и торможение инерционной массы, а также на преодоление толкателем кровяного давления представлены на рисунке 3.12. На рисунке 3.13 представлены аналогичные составляющие для мощности. Расчет проведен для режима с ЧСС = 60 уд / мин, tgi/tdtas = 1/2 и перемещении 20 мм при непрерывном сигнале обратной связи. На рисунке 3.14 показана зависимость потребляемой мощности от времени для выбранного режима.
Из рисунков видно, что большая часть энергии расходуется на разгон и торможение привода, т.е. потребляемая мощность в данном случае расходуется неэффективно. Рационально часть энергии, приобретенной приводом при разгоне, использовать для совершения полезной работы.
Проведенный анализ показал, что для создания привода системы ВК, соответствующего техническим требованиям, и в то же время имеющим более высокие энергетические показатели, чем у существующего макетного образца необходимо: - сократить энергопотребление, связанное с разгоном и торможением привода - расширить диапазон реализуемых режимов работы. Для расширения диапазона реализуемых режимов работы привода можно:
1. Увеличить напряжение питания
2. Уменьшить потокосцепление двигателя за счет сокращения числа витков обмотки якоря (можно уменьшить сопротивление ОЯ и увеличить пусковой момент) или (и) использования постоянных магнитов с худшими свойствами.
3. Использовать не синусоидальный, а трапецеидальный закон управления скоростью двигателя.
4. Увеличить передаточное отношение редуктора, т.е. шаг винта. Расширение диапазона реализуемых режимов работы привода 1-м и 2-м способом нельзя считать рациональным, так как при этом произойдет увеличение мощности, затрачиваемой на разгон-торможение, что приведет к дальнейшему уменьшению КПД системы.
Расчеты показали, что трапецеидальный закон управления позволяет примерно на 30 - 40 % расширить диапазон реализуемых режимов, но вместе с тем dco „ происходит увеличение —- т.е. данный способ имеет тот же недостаток что и dt предыдущие, плюс ко всему вероятно возникновение перерегулирования, что в свою очередь также приводит к увеличению потребления.
Для минимизации составляющей момента, затрачиваемого на разгон и торможение ротора можно: 1. Уменьшить момент инерции ротора 2. Уменьшить необходимую частоту вращения ротора (за счет увеличения передаточного отношения редуктора)
Уменьшение момента инерции ротора не представляется возможным.
Наиболее рациональным способом, позволяюгщьм решить поставленные задачи при неизменных номинальных данных двигателя, является увеличение передаточного отношения редуктора. Для расчета зависимости среднеквадратичного значения потребляемой мощности системы от шага ролико-винтовой пары модель системы была полностью реализована в виде .mat - файла, т.е. процедуры, которая может многократно вызываться из тела основной программы.
Выбор передаточного отношения редуктора рационально осуществлять по критерию минимума потребляемой мощности на заданном режиме работы с ЧСС -60 уд/мин, отношением tsi/tdias -1/2, и ходом толкателя Н20 мм. Зависимость потребляемой мощности от шага РВП для данного режима представлена на рисунке 3.15. Расчет проводился при непрерывном сигнале обратной связи с неизменным коэффициентом усиления регулятора. Параметры модели соответствуют макетному образцу системы ВК (см. выше).
Из приведенных рисунков видно, что с увеличением шага РВП с 1,125 до 3,7 среднеквадратичное значение потребляемой мощности за период сокращается более чем в 3 раза. Это достигается благодаря эффективному использованию кинетической энергии, накопленной ротором при разгоне.
Составляющие электромагнитного момента при шаге РВП = 3,7 мм, затрачиваемого на разгон и торможение инерционной массы, а также преодоление толкателем кровяного давления представлены на рисунке 3.16. На рисунке 3.17 представлены аналогичные составляющие для электромагнитной мощности. На рисунке 3.18 представлена зависимость полной потребляемой мощности от времени. Расчет проведен для режима с ЧСС = 60 уд/мин, tsi/tdias = 1/2 и перемещении 20 мм при непрерывном сигнале обратной связи.
Необходимо отметить, что с увеличением угла подъема резьбы КПД передачи «винт-гайка» увеличивается [170]. Однако при этом происходит значительное уменьшение информации о реальном положении ротора, что может привести к росту пульсаций скорости и неустойчивой работе системы на низких ЧСС. В связи с этим выбор шага РВП необходимо производить с учетом дискретного сигнала обратной связи, а также величины коэффициента усиления. При этом должны выполняться требования по точности отработки задающего воздействия и пульсациям скорости.
Параметры и характеристики системы бесперебойного питания на основе никель-металлогидридных аккумуляторных батарей
Измерение скорости движения мембраны и фиксация момента достижения этой скорости нулевого значения имеет преимущество по сравнению с фиксацией крайнего нижнего положения мембраны, посредством сравнения сигнала с датчика положения мембраны с пороговым значением, соответствующим крайнему "нижнему" положению мембраны и полному наполнению искусственного желудочка. При фиксации положения мембраны существенным оказывается погрешность измерения, связанная с влиянием изменения параметров канала измерения, например по причине "ухода" параметров магнита или параметров других элементов канала от времени, температуры и т.п. Измерение скорости и фиксация ее нулевого значения нивелирует эти влияния, сохраняя неизменным принцип функционирования системы на протяжении длительного времени и при изменении иных условий. Блок-схема системы управления приведена на рисунке 3.23.
Алгоритм функционирования системы управления заключается в следующем:
1. Инициализация.
Взаимодействие контроллеров при инициализации показано на рисунке 3.24. В момент времени tO происходит включение источника питания. В интервале Ю.. ,tl продолжительностью 72 мс контроллер ДПМ удерживается внутренней схемой в состоянии сброса. Выводы контроллера настроены на вход (находятся в третьем состоянии с высоким импедансом) и потенциалы на них не определены (если не заданы внешней схемой). В течении этого времени напряжение питания должно увеличиться до установившегося значения 5В±10%.
В момент tl контроллер ДПМ выходит из состояния сброса и в интервале tl...t2 продолжительностью 50мс выполняет внутреннюю настройку и первичное накопление результатов измерений положения мембраны для вычисления среднего значения. В момент t2 вычисляется первое среднее значение положения мембраны по п точкам и контроллер ДПМ устанавливает 1 на выходе «ОТВЕТ», свидетельствующую о переходе контроллера в состояние готовности к работе.
После завершения внутренних настроек ведущий контроллер возвращает толкатель в исходное положение и изменяет уровень на выходе «ЗАПРОС» из 1 в О (момент t3). Это (изменение уровня для контролера ДПМ является командой «НАЧАЛО КОНТРОЛЯ», по которой он начинает проверку наполнения желудочка. После этого ведущий контроллер переходит к проверке получения команды «НАЧАЛО КОНТРОЛЯ».
2. Проверка получения команды «НАЧАЛО КОНТРОЛЯ».
В течение времени задержки подтверждения 1зп (ЗОмкс максимально) после получения команды «НАЧАЛО КОНТРОЛЯ» (момент t3), контроллер ДПМ должен подтвердить её приём сбросив выход «ОТВЕТ» в 0 (момент t4). Спустя время задержки контроля 1зк (500мкс), ведущий контроллер проверяет подтверждение в виде 0 (момент t5).
Если, подтверждение не получено, то выдаётся сообщение о потере связи с контроллером ДПМ и система переводится в полуавтоматический режим, совмещённый с проверкой наполнения желудочка и связи между контроллерами (п. 5). На рисунке 3.25 показан переход в полуавтоматический режим при отсутствии подтверждения команды «НАЧАЛО КОНЕТРОЛЯ» и выход из него при получении подтверждения (полуавтоматический режим обозначен пунктирной линией).
Если подтверждение получено, то ведущий контроллер переходит к проверке состояния выхода «ОБРЫВ ДАТЧИКА». 3. Проверка состояния выхода «ОБРЫВ ДАТЧИКА».
При обрыве линий связи между контроллером ДПМ и датчиком Холла сигнал на входе контроллера будет либо больше уровня CLMPH, либо меньше уровня CLMPL. В этом случае контроллер ДПМ установит 1 на выходе «ОБРЫВ ДАТЧИКА».
При обнаружении 1 иа выходе «ОБРЫВ ДАТЧИКА», выдаётся сообщение об обрыве датчика, и система переводится в полуавтоматический режим, совмещённый с проверкой наполнения желудочка и связи между контроллерами (п. 5). На рисунке 3.26 показан переход в полуавтоматический режим при обнаружении 1 на выходе «ОБРЫВ ДАТЧИКА» и выход из него при восстановлении 0 (полуавтоматический режим обозначен пунктирной линией).
При обнаружении на нём 0 система переводится в автоматический режим (режим ожидания изменения уровня на выходе «ОТВЕТ» из 0 в 1, являющегося командой ДПМ «НАПОЛНЕНИЕ ОКОНЧЕНО»).
4. Автоматический режим (ожидание команды «НАПОЛНЕНИЕ ОКОНЧЕНО»), Взаимодействие контроллеров в автоматическом режиме показано иа рисунке 3.27.
В момент t6 наполнение желудочка заканчивается. Контроллер ДПМ фиксирует окончание наполнения и спустя время определения положения ton (20мс) (момент t7) изменяет уровень на выходе «ОТВЕТ» из 0 в 1 (команда «НАПОЛНЕНИЕ ЗАКОНЧЕНО»). По этой команде ведущий контроллер устанавливает 1 на выходе «ЗАПРОС» (момент t8), выполняет цикл систола-диастола и, при возврате толкателя в исходное положение (момент t9), сбрасывает выход «ЗАПРОС» в 0. Состояние системы в момент t9 аналогично состоянию в момент t3. Дальнейшее взаимодействие продолжается согласно алгоритму проверки получения команды «НАЧАЛО КОНТРОЛЯ» (п. 2) аналогично интервалу t3...t5 с последующей проверкой состояния выхода «ОБРЫВ ДАТЧИКА» (п. 3). Если результат обеих проверок положительный, то система вновь переходит к ожиданию команды «НАПОЛНЕНИЕ ЗАКОНЧЕНО». Если результат хотя бы одной из проверок отрицательный, то система переводится в полуавтоматический режим, совмещённый с проверкой наполнения желудочка и связи между контроллерами (п. 5).
