一种人工心脏瓣膜疲劳寿命试验方法及装置制造方法及图纸

一种人工心脏瓣膜疲劳寿命试验方法及装置。本发明专利技术的方法：首先提出瓣膜上的总载荷做为监控参数。调节驱动频率，振幅和瓣后压力，使其加速后瓣膜载荷波形与生理相同。实现本方法的装置，包括有驱动，主体，监测三部分。主体部分由直线电机，实验段和循环回路组成。直线电机位于该装置上方，由波形发生器，直流功率放大器的驱动信号，使直线电机经主轴盘带动联杆和瓣膜架往复运动。本装置结构紧凑合理，移动方便，密封性好，无噪声，能耗低。（*该技术在2011年保护过期，可自由使用*）

【技术实现步骤摘要】

本专利技术所属
为生物力学量测技术。本专利技术国际、国内现有技术情况人体心脏是血液循环系统的中枢，它以节律性的收缩、舒张，推动血液在血管内流动。人的心脏由四个腔室组成，在心室和心房之间，心室与心室之间及心室出口管道都有瓣膜，心脏瓣膜是简单的止逆阀，随着心脏的舒张、收缩而开闭。由于各种先天性的缺陷或由于风湿性疾病的侵袭，心脏瓣膜会受到损害而丧失正常的单向止逆的功能。随着生物医学工程的发展，现在已可以用人工制造心瓣置换病变瓣膜，使病人恢复劳动能力。因此人工瓣膜性能的好坏，寿命的长短，直接影响病人的安危。由于动物试验和临床试验的周期很长，评价和比较人工心瓣的疲劳寿命和力学性能主要靠体外模拟实验装置来实现。据国内、外有关资料，由于生物瓣的钙化，穿孔，瓣叶撕裂，由于机械瓣的磨损，断裂和卡住等原因，所造成的死亡和重新手术占了瓣膜失效中很大一部分。尤其是生物瓣，由于材料性质，结构设计和制造工艺等原因，它的疲劳寿命问题更为突出，成了当前影响生物瓣发展的主要问题。人工心脏瓣膜体外加速模拟疲劳寿命试验，可以大大的缩短研究周期，可以在一段不长的时间内积累可观数量的瓣膜耐久性资料。在研制过程中能及早鉴别人工心瓣的结构设计、材料选择和处理工艺的优劣。早在50年代就有人从事这方面的研究工作，陆续建立了结构各异的模拟实验装置，较有代表性的是R.E Clark和M.W.Swanson的实验台，H.Reul的“转盘式”试验装置及英国的Rowan Ash公司的疲劳寿命试验装置。但是模拟实验装置的循环系统比较简单，只考虑控制跨瓣压差与生理条件相似，而没有考虑在加速后高频情况下产生的应力变化，瓣膜在加速情况下所受的力比正常生理条件下运动所受的力大的多，因此这些模拟装置上的人工心脏瓣膜疲劳寿命测量结果，大都远远小于在人体内的实际寿命，而且在不同模拟实验装置上对同一瓣膜进行疲劳实验所得数据也有很大差异。而且现有的模拟试验装置多数都是机械传动方式，耐磨性差，噪声大，装置本身的寿命较短，无法长时间连续工作。本专利技术是为了解决现有人工瓣膜疲劳寿命实验中存在的问题，而专利技术的一种人工心脏瓣膜疲劳寿命的实验方法及装置，使人工心瓣加速后所受载荷与体内生理条件相似，体外人工条件下实验结果，能在一定程度上反映体内的情况，预测人工心瓣在体内的工作情况和寿命。该装置设计精细，参数合理，无噪声，磨损小，能耗低，瓣膜总载荷可通过改变驱动频率，振幅和瓣后压力来调节。本专利技术的基本点，其方法是首先突破了多年来仅以跨瓣压差作为监测参数，而作用在瓣膜上的力除跨瓣压差外还有惯性力，尤其在高频加速后由于瓣膜上的惯性力(动载荷)很大与频率的平方成正比。本专利技术提出以瓣膜上的总载荷作为监测参数。并在实验装置上加以实现，即通过调节循环回路(30)的顺应性和阻抗，调节驱动波形，频率和振幅，使加速后人工心瓣所受的总载荷与生理条件下(72次/分)，所受总载荷相似。实现本专利技术方法的装置，它包括驱动部分，主体部分和监测部分(见图1)。主体部分由直线电机(1)，实验段(2)，循环回路(30)，主轴(3)，主轴盘(4)，联杆(5)，瓣膜架(6)组成。直线电机(1)位于支架(7)，主轴盘(4)上方。循环回路(30)采用二单元二参数模型。六个实验段(2)各自独立，以主轴(3)为中心对称分布(见图2、3)。驱动部分由电源(8)，任意波形发生器(9)，直流功率放大器(10)组成，由驱动信号通过直线电机(1)，经主轴(3)，主轴盘(4)带动联杆(5)和瓣膜架(6)在实验段(2)内往复运动。附图图1 一种人工心脏瓣膜疲劳寿命试验装置框图。图2 一种人工心脏瓣膜疲劳寿命试验装置主体结构正视示意图。图3 主体结构俯视示意图。图4 循环回路示意图。图5 直线电要结构示意图。图6 72次/分心率下的载荷波形。图7 观测系统结构示意图。下面结合附图说明本专利技术的方法及其装置的详细结构。本专利技术首次突破了多年来仅以跨瓣压差作为监测参数，而提出在加速后高频情况下作用在瓣膜上的力除跨瓣压差外应考虑惯性力，其作用力为F＝Fm+FQ+F△PFm-瓣膜运动部件的惯性质量引起的惯性力。F△P-跨瓣压差作用在瓣膜上的力。FQ-流体惯性作用在瓣膜上的力。而惯性力与运动频率的平方成正比。(Fm+FQ)∝f2，f是心率。在生理频率下即低频时惯性力Fm和FQ很小，相对于跨瓣压差是一个很小的量。生理系统是在脉动流最佳状态工作，其惯性和顺应性处于很好的平衡。当加速后高频时，瓣膜运动部件的惯性和流体惯性引起的作用力将急剧增加，惯性力和跨瓣压差一起构成瓣膜上的总载荷，而以往的试验装置上，为了保证跨瓣压差与生理条件下相似，必然使瓣膜在加速后，负荷很大，因而很快就因受力过大而破坏了，瓣膜疲劳寿命的测试结果远远小于在体内实际寿命。这实际是如何保证体外加速实验后人工心瓣结构上所受的载荷与体内生理条件下人工心瓣所受载荷相似的问题。对弹性材料结构，只要加载过程中能使结构中各点，尤其是最大应力点的应力状态与实际应力状态相同，那么疲劳实验的结果就不受循环速率的影响，而能反映结构的真实特性。对于生物瓣的瓣叶材料性质具有拟弹性性质。为了使最大应力的分布与生理条件下人工心瓣的最大应力分布相似。我们使循环回路系统的顺应性和阻抗可以调整，使通过瓣膜流量减少，跨瓣压差减小，驱动波形，频率，振幅可调，使运动加速度减小，降低惯性力。选择合适的驱动波形驱动直线电机的运动，使心瓣的开闭运动近似生理条件，则加速后系统的运动规律可以接近正常生理条件的规律。瓣后压力波形的上升前沿不要太陡，使其接近正常生理条件时的主动脉波形。瓣膜启闭时不产生水击。实现本专利技术方法的装置是人工心脏瓣膜疲劳寿命实验装置，它由驱动部分、主体部分、监测部分构成(见图1)。其驱动部分是实验机的动力源，它由电源(8)，任意波发生器(9)和直流功率放大器(10)组成。而主体部分包括直线电机(1)，实验段(2)，循环回路(30)，主轴(3)，主轴盘(4)，联杆(5)及瓣膜架(6)(见图2、3)。循环回路(30)采用二单元二参数模型(见图4)，它由气容C1(11)，C2(12)，阻尼器R1(13)，R2(14)和实验段(2)组成。瓣膜实验段(2)各自独立，每个实验段(2)都有一个联杆(5)，一个花篮式的瓣膜架(6)及充满水的有机玻璃圆筒(15)，都成对的，两个，两个以上(2个，4个，6个或8个)与主轴(3)对称分布，本装置采用6个瓣膜实验段。联杆(5)上端与主轴盘(4)相联接，瓣膜(16)安装在联杆(5)下端的瓣膜架(6)上，联杆(5)和瓣膜架(6)位于充满水的有机玻璃筒(15)内。由任意波形发生器(9)产生所需要的波形，经直流功率放大器(10)放大后，由直线电机(1)通过主轴(3)，主轴盘(4)带动联杆(5)，瓣膜架(6)向上运动时，在液体惯性作用下瓣膜(16)打开，当瓣膜架(6)向下运动时，由于液体阻力使瓣膜(16)关闭。并推动液体向下运动，液体从每个实验段(2)流往各自相应的气容C1(11)和针阀型阻尼器R1(13)，再汇入储液罐(17)，该储液罐(17)中有大气容C2(12)，其下有带孔隔板(18)以防水浪，再经可调阻尼器R2(14)分流返回各实验段。瓣后压力即跨瓣压差通过阻尼器R1(13)调节本文档来自技高网...

【技术保护点】
一种人工心脏瓣膜疲劳寿命试验方法，其特征在于所说的方法在体外模拟实验中，其加速后作用在瓣膜（６）上的总载荷为监测参数，并调节驱动波形，频率，幅度和瓣后负荷，使加速后瓣膜所受载荷的大小和变化规律接近正常生理条件的大小和规律。

【技术特征摘要】

【专利技术属性】
技术研发人员：席葆树，裴兆宏，祖佩贞，李守彦，
申请(专利权)人：清华大学，
类型：发明
国别省市：11[中国|北京]