Способ управления протезом сердца с активным предсердием и устройство для реализации способа Советский патент 1980 года по МПК A61M1/03 

Изобретение относится к сердечной хирургии и может быть использовано при полном замещении естественного сердца и при вспомогательном кровообреицении. Известен способ управления протегзом сердца, заключающийся в подаче давления в пневмокамеры желудочка протеза сердца 1. Известно устройство для реализаци способа 11, содержащее сервомеханизм давления и вакуума, генератор функции с программным заданием формы волны и с ручным заданием частоты, датчик объема крови в же.лудочке, задатчик уровня и подключенный к йходу сервомеханизм, интегратор, образуюией обратную связь по объему крови в желудочке, датчик давления крови в предсердии, задатчик давления, уси литель-интегратор, электронный умножитель, подключенный к амплитудному выходу генератора функции и к выходу уси.пител я-интегратор а, при этом выход электронного умножителя подключен к входу сервомеханизма давления и вакуума. В известном устройстве величину давления и вакуума формируют по усредненной величине давления в предсердии .. Реализация способа затруднена изза отсуствия надежных в работе датчиков давления крови в предсердии. Известен способ управления протезом сердца с активным предсердием путем изменения давления в пневмокамерах предсердия и желудочка 21. Известно устройство для реализации способа, содержащее источник давления , соединенный через пневмораспределитель с пневмокамерами предсердия и желудочка и блок управления 12. В известном устройстве зависимость между давлением и объемом крови в предсердии носит нелинейньй характер. В УС.ЛОВИЯХ чрезмерно высоких и низких давлений в предсердии в моменты приближения диафрагмы предсердия к стенке корпуса пневматической камеры возникают пульсации давления и расхода крови. Это приводит к нестабильности производительности, к неустойчивой работе протеза сердца, следовательно, к неадекватности .расходных характеристик характеристикам естественного сердца.

Цель иэобретейй: - приближение асходных харайтёр йстйк к характеритикам естественного сердца

Поставленная цель достигается тем, то давление изменяют по закону

РЯ--МП

,

де PJ, - давление в пневмополости

предсердия;

/РЖ давление в пневмополости желудочка;

К - const;

kn соответствует крутизне наклона статической характеристики предсердия;

VH - объем предсердия.

Устройство снабжено датчиком объема крови в предсердии и функциональным регулятором; при этом датчик объема крови связан через функциональ ный регулятор с пневмораспределителем пневматической камеры предсердия и блоком управления.

- На фиг. 1 представлено устройство, реализующее предлагаемый способ; на фиг. 2 - характеристика взаимосвязи между объемом и давлением крови в предсердии.

Протез 1 сердца выполнен в виде четарехкамерной модели, каждая половина которой содержит желудочек 2 и предсердие 3, раз;деленные подвижными диафрагмами 4 на кровяные камеры 5,6 и пневмокамеры 7,8. Входной патрубок 9 протеза сердца предназначен для связи венозного русла с кровяной камерой 6 предсердия 3.

Выходной патрубок 10 предназначен для связи кровяной камеры 5 желудочка 2 с артериальным руслом пациента.

Кровяные камеры 5,6 желудочка 2 и предсердия 3 разделены перегородкой 11 со встроенными входными клапанами 12. Штуцера 13 и 14 служат для подачи да:вления в пневмокамеры 7,8.

Сигнал давления в пневмокамеру 8 предсердия 3 подводят от пневмораспределителя 15.

V.. . .

Пневмокамера 7 желудочка 2 сообщена х; пневмораспределителем 16 давления и вакуума, выполненным в виде сервомеханизма.

fi системе имеется функциональный регулятор 17, формирукиций закон упраяления. Для задания (выбранных по характеристийе взаимосвязи между давлением и объемом) граничных значений объемов в. системе имеются задатчики малых 18 и предельных 19 объемов предсердия ,. Контроль объема крови вжёлудочкё производят датчиком 20 объема крови в желудочке 2. объем крови в предсердии контролируют датчиком 21 объёма крови.

в системе имеется задатчик уровня 22/ задатчик 23 програмы формы волHbi и задатчик частоты 24. Сигнал формируется генератором функции 25.

Выход датчика 21 объема крови предг сердия 3 подключен к входу функционального регулятора 17. Последний выполнен в виде двух нелинейных звеньев 26, 27, коэффициенты усиления которых .решены в соответствии с хаQ рактеристикой взаимосвязи давлением и объемом крови в предсердии. Выход нелинейного звена 27 и значение уставки задатчиков давления 28 сравниваются между собой. Суммарный вы5сод подключен к входу усилителя5 интегратора 29, предназначенного для формирования входного сигнала требуемой крутизны. Выход усилителя-интегратора 29 и амплитудный выход генератора функции 25 подключены к входу электронного умножителя 30.

Усилитель-интегратор 29, генератор функции и электронный умножитель 30 образуют блок управления 31.

В системе предусмотрена оптимизация давления, поданного в пневмокамеру 7 желудочка 2, реализуемая датчиком 20 объема крови в желудочке 2, задатчиком уровня 22 и интегратором. 32.

Таким образом, для реализации способа используется нелинейная .сиетема, инвариантная по отношению к входйым и выходным возмущениям.

Способ заключается в следующем.

Давление в пневмокамерах 7, 8 желудочка 2 и предсердия изменяют по закону.

. - . РЖ--МП.

где Р- - давление в пневмополости

предсердия; Р - давление в пнвмополости

желудочка; К - const;;

К„ - соответствует крутизне наклона статической характеристики предсердия; V - объем предсердия.

Для получения зависимости (1) снимают характеристику взаимосвязи между давлением и объемом крови в предсердии 3 протеза 1 (см. фиг. i) . Эта зависимость представляет собой нелинейную кривую третьего порядка. г Линеаризовав эту кривую, получают три прямолинейных участка с разной крутизной наклона.

Величина линейной зоны зависит от параметров диафрагмы предсердия площади, толщины, величины рабочего 0 хода и упругости, которые подбираются так, чтобы линейная, зона была максимальной..

Граничные значения линейной зоны определяют уставки объёмов предсер- . 5 ди, при которых производят подачу

сигналов в пневмокамеры 7, 8 желудочка 2 и предсердия 3,

Взаимосвязь, представленная на фиг. 2, определяется статической жесткостью диафрагмы, предсердия, смещенной по оси ординат на величину сопротивления магистрали, сообщающей Нневмокамеру 8 предсердия 3 с атмосферой. Это значит, что зная сопротивление магистрали, сообщающей пневмокамеру предсердия с атмосферой, давления крови в предсердии можно определить, контролируя объем крови в предсердии с помощью датчика 21 объема крови предсердия 3.

Для получения устойчивой работы протеза сердца необходимо, чтобы зависимость между объемом крови и давлением носила линейный характер. Это может быть достигнуто путем подачи сигнала давления в пневмокамеру 8 предсердия в систолу и путем .изменения вакуума, подводимого в пневмокамеру 7 желудочка в соответствии с характеристикой .(по фиг. 2) . В 3TOtli случае можно либо остановить диафрагму предсердия при достижении объемов, соответствующих граничным значением линейной зоны, либо, при соответствующем выборе объема пнбвмокамеры предсердия, обеспечить полный ход диафрагмы. Во второ.м случае

в пневмокамеру предсердия подается давление в соответствии с характеристикой по фиг. 2. Закон управления в этом случае выражен в виде отрезка прямой, симметричной характеристике относительно линии, параллельной оси абцисс и смещенной по оси ординат

на величину давления, соответствующего предельно большому граничному

значению объема линейной части.

На основе характеристики взаимосвязи между давлением и объемом формируют закон управления, заложенный в функциональном регуляторе 17.

При работе протеза 1 сердца кровь из венозного русла через входной патрубок 9 поступает в кровяйую камеру 6 предсердия 3 и в диастолическом режиме - через входные клапаны 12 в желудочек 2.

Далее происходит ударный выброс крови из желудочка.

Величина вакуума при диастолическом наполнении желудочка и дайлёния при систолическом выбросе формируются по сигналу об объеме крови, кон-г тролируемому датчиком 21 объема крови предсердия 3.

Сигнал с датчика 21 поступает на вход функционального регулятора 17, выполненного в виде двух нелинейных Lзвеньев 26 и 27, коэффициенты усиления которьах решены в соответствии с зонами для малых или пределных объемов характеристики предсердия (см. фиг 2). На выходе функционгшьного ре гулятора 17 формируется сигнал, .ггоо-.

порциональный давлению в предсердии. Коэффициент усиления нелинейного Звена 26 равен К, коэффициент усиления нелинейного звена 27 соответствует величине К,.

Когда уравнение ведется в пределах линейной зоны, электрический сигнал на выходе нелинейного звена 27 сравниврется с уставкой давления, задаваемой задатчиком давления 28. Уставка соответствует величине давления при

0 нуле.вой производительности. .Полученный сигнал рассогласования поступает э вход усилителя-интегратора 29, коэффициент усиления которого соответствует крутизне зависимости производительного сердечного насоса от входного предсердного давления.

Выходной сигнал усилителя-интегратора 29 и амплитудное значение заданной функции от генератора функции 25

0 перемножаются на электронном умножителе 30. Сформированный таким образом сигнал управляет величиной и вакуума, подводимого в пневмокамеру желудочка.

5

Нелинейное, звено 26, подключенное к выходу датчика 21, задает коэффициент усиления на пневмораспредели- тель 15, подключенный к пневмокамере предсердия 3.

0

Если на выходе датчика объема крови в предсердии присутствуетсигнал, соответствующий линейной зоне характеристики по фиг. 2, то .пневмораспределитель 1Ь сообщает пневмокаме5ру предсердия с атмосферой.

В пневмокамеру желудочка поступает сигнал вакуума во время.диастолы, сформированный по линейной зависимости от давления на входе.

При этом величины наполнения и

0 ударного выброса эависят от усредненного значения входного давления. Частота подачи сигналов (время систолы и время диастолы) задается при этом вручную.

5

Величина давления оптимизируется с помощью обратной связи по объему крови в желудочке, выполненной в виде датчика 20 объема крови в желудочке 2, интегратора 32 и задатчика

0 уровня 22 блока управления 31. .

При чрезмерно низких входных давлениях для объемов предсердия, границы которых определяются задатчиком малых объемов 18 (см. фиг. 2, зону характеристики до линейной), коэффи5циент усиления нелинейного звена 27 логического блока 17 изменяет величину, становясь равным по величине и противоположным по знаку крутизне характеристики предсердия для объеОмов предсердия до уставки малых объемов, Подводимиый в пневмокамеру же лудочка 2 от пневмораспределителя 16 вакуум уменьшается по величине, отжимая диафрагму предсердия от пере- .

5 городки 11 с входными клапанами 12.

Таким образом устраняется соприкосно венйе диафрагмапрёДс;ёрдия с пёрёгЬ-родной и спадение венозногЪ руслаТ .Управле.ние наполнением желудочка при этом Не выходи за линейную зону. С физиологической точки зрения это значит, что при денонировании крови и снижении венозного притока уменьшается величина диастологическогонаполнения желудочка.

В случае увеличения входного.давлния до величины,, большей уставки предельных объемов, т.е. в случае повышенного венозного возврата, пневмораспределитель 15 по сигналу задатчика предельных объемов 19 прерывает сообщение.пневматической камеры предсердия с атмосферой и от пневмораспределителя 15 в пневматическую камеру поступает пневмосигнал давления. Коэффициент усиления по давлению, задаваемый нелинейным звеном 26 логического блока 17, симметричен (относительно оси абцисс или прямой, параллельной оси абцисс) крутизне наклона характеристики (см. фиг. 2) после уставки предельных объемов.

Таким образом зависимость между давлен.ием и Объемом при любом венозном возврате становится линейной.

Способ может быть регшизован с . помощью регуляторов давления или вакуума с пропорциональным или программным управлением. Это может быть регулятор гира сопло - заслонка,содла которого сообщены с источниками-давления и вакуума, а угол поворота заслонки управляется электромагнитным преобразователем.-

Предложенный способ обеспечивает выбор максимальной рабочей зоны (линейной) управления по венозному возBpaiy и, как следствие, повышение чувствительности к венозному возврату. Это приводит к стабильной и надежной работе сердечного насоса и его высокой п|)оизводительности.

Формула изобретения . . 1.Способ управления протезом сердца с .активным предсердием путем измене{)ия давления в пневмокамерах предсердия и желудочка, о т л и ч аю щ и и с я тем, что, с целью приближения расходных характеристик к характеристикам ёстественного сердца, давление изменяют по закону.

I

П -- ,

где PJ, - давление в пневмополости предсердия;

РЖ

давление в пневмополости желудочка;

к const;

к. соответствует крутизне наклона ст&тической характеристики предсердия;

Vn объем предсердия;.

2.Устройство для реализации способа по п. 1, содержащее источник давления, соединенный через пневмо- распределитель с пневмокамерами предсердия и желудочка и блок управления отличающееся .тем, что он снабжено датчиком объема крови в ; предсердии и функциональным регулятором, при этом датчик объема крови связан через функциональный регулятор с пневмораспределителем пневмокамеры предсердия и блоком управления.

Источники информации, принятые во внимание при экспертизе

1.Gardiac Engineering. Кросби

Управление искусственным сердцем 1970, с. 89 - 114.

2.Авторское свидетельство СССР 1 520010, KJi. А 61 М 1/03,1974.

Перегородна с омвныч

клапоно.