W pracy przedstawiono wybór zmiennych decyzyjnych
w procesie optymalizacji półotwartego wirnika pompy wirowej do
wspomagania układu krążenia. Podano przegląd stosowanych
w obliczeniach funkcji celu, parametryzację geometrii wirnika oraz analizę
wrażliwości zmiennych decyzyjnych.The paper presents a selection of decision variables in the
optimization of the semi-open impeller of the centrifugal pump for
circulatory support. Gives an overview of the calculations used in the
objective function and impeller geometry parameter sensitivity analysis
of decision variables

Błaszczyk, Andrzej

Papierski, Adam

Woźniak, Dariusz

Polish

Lodz University of Technology Repository

CIEPLNE  MASZYNY  PRZEPŁYWOWE No. 144                                  TURBOMACHINERY 2013      Dariusz WOŹNIAK PBW HYDRO-POMP Sp. z o.o. Dariusz.Wozniak@onet.pl  Adam PAPIERSKI, Andrzej BŁASZCZYK Instytut Maszyn Przepływowych Politechniki Łódzkiej Adam.Papierski@p.lodz.pl, Andrzej.Blaszczyk@p.lodz.pl     WYBÓR ZMIENNYCH DECYZYJNYCH W PROCESIE OPTYMALIZACJI PÓŁOTWARTEGO WIRNIKA POMPY WIROWEJ DO WSPOMAGANIA UKŁADU KRĄŻENIA  Streszczenie: W pracy przedstawiono wybór zmiennych decyzyjnych w procesie optymalizacji półotwartego wirnika pompy wirowej do wspomagania układu krążenia. Podano przegląd stosowanych w obliczeniach funkcji celu, parametryzację geometrii wirnika oraz analizę wrażliwości zmiennych decyzyjnych.  Słowa kluczowe: pompa, krew, wspomaganie, hemoliza, optymalizacja.   THE CHOICE OF DECISION VARIABLES  IN THE OPTIMIZATION PROCESS SEMI-OPEN IMPELLER CENTRIFUGAL PUMP FOR CIRCULATORY SUPPORT   Abstract: The paper presents a selection of decision variables in the optimization of the semi-open impeller of the centrifugal pump for circulatory support. Gives an overview of the calculations used in the objective function and impeller geometry parameter sensitivity analysis of decision variables. Keywords: pump, blood, power, hemolysis, optimization. 1. WSTĘP Według statystyk „największy seryjny zabójca XXI wieku” to choroby serca i układu krążenia, które powodują aż 52% zgonów w krajach wysoko-rozwiniętych [1]. Urządzenia wspomagające pracę serca stały się standardem opieki dla potencjalnych pacjentów po ostrym zawale serca, z przewlekłą niewydolnością serca lub zapaleniem mięśnia sercowego.  Mechaniczne urządzenia wspomagające krążenie VAD (ang. ventricular assist device) są zaprojektowane tak, aby wspierać pracę lewej i/lub prawej komory serca.   Dariusz Woźniak, Adam Papierski, Andrzej Błaszczyk   66Celem mechanicznego wspomagania krążenia jest: • ochrona mięśnia serca i zapewnienie prawidłowej perfuzji innych narządów do czasu powrotu prawidłowej funkcji serca (bridge to recovery, BTR), • wspomaganie układu krążenia do momentu przeprowadzenia zabiegu przeszczepienia serca (bridge to transplant, BTT), • długoterminowe, mechaniczne wspomaganie układu krążenia (destination therapy, DT). Szacuje się, że w Polsce BTT stanowi 70% zapotrzebowania, BTR – 10% oraz DT – 20% [2].  Aktualnie w Polsce podstawowym dostępnym dla pacjentów, systemem wspomagania serca za pomocą pomp zewnątrzustrojowych jest pulsacyjny system POLCAS składający się z poliuretanowych protez serca POLVAD oraz jednostki napędowej POLPDU.  W przypadku  długoterminowego, mecha-nicznego wspomagania układu krążenia zastosowanie mają implantowalne pompy najnowszej generacji, czyli pompy wewnątrzustrojowe VAD III generacji, wśród których wymienić należy: odśrodkowe i osiowe (śmigłowe) pompy wirowe o ciągłym przepływie z napędem magnetycznym. Na rys. 1 przedstawiono wykres przeżywalności pacjentów dla zastosowania pomp wspomagania pracy serca o przepływie ciągłym (Continous-flow LVAD) i pulsującym (Pulsatile-flow LVAD).                     Rys. 1.  Wykres przeżywalności pacjentów dla zastosowania pomp wspomagania pracy serca o przepływie ciągłym i pulsującym [3] Fig. 1. Chart survival rate for the use of heart assist pump continuous flow and pulse [3]  Wybór zmiennych decyzyjnych w procesie  optymal izacj i ...   672. SFORMUŁOWANIE PROBLEMU OPTYMALIZACJI Jednym z podstawowych kryteriów oceny mechanicznych urządzeń wspomagania pracy serca jest bezpieczeństwo stosowania. W czasie pro-jektowania urządzeń wspomagania serca należy rozwiązać problemy zastosowania odpowiednich biokompatybilnych materiałów oraz właściwego uformowania przepływu krwi.  Krew jest złożonym płynem, zawiesiną czerwonych (RBC), białych krwinek (WBC) i płytek krwi w osoczu. Udział objętościowy RBC wynosi około 45%. Długotrwałe podwyższone naprężenia działające na te komórki powodują hemolizę (rys. 2). Wraz ze wzrostem poziomu naprężeń ścinających następuje rozpad czerwonych krwinek i jej zawartość hemoglobiny częściowo uwalniana jest do osocza przez małe pory. Do pewnej ilości tego tak zwanego osocza wolnego hemoglobiny mogą być filtrowane przez nerki; wyższe stężenie prowadzi do zatrucia organizmu i śmierci.                   Rys. 2.  Mechanizm powstawania hemolizy mechanicznej [4] Fig. 2. The mechanism of mechanical hemolysis [4]  Mając na uwadze bezpieczeństwo stosowania mechanicznych urządzeń wspomagania pracy serca wszystkie elementy, tych urządzeń, muszą być tak ukształtowane, aby zminimalizować zarówno agregację płytek krwi (powstawanie skrzepów) jak i hemolizę krwi (niszczenie erytrocytów – krwinek czerwonych). Przyjmuje się jako kryterium optymalizacyjne, uzyskanie minimum naprężeń oraz ograniczonego czasu przebywania w polu wysokich naprężeń (czasu ekspozycji). Na rys. 3 przedstawiono zbiór granicznych wartości naprężeń ścinających niszczących hemoglobinę, powyżej tych wartości powstaje zjawisko hemolizy i elementy morfotyczne krwi ulegają zniszczeniu. Dariusz Woźniak, Adam Papierski, Andrzej Błaszczyk   68                 Rys. 3.  Wartości naprężeń ścinających niszczących hemoglobinę [5] Fig. 3. The values of hemoglobin destructive shear stress [5] 3.  PRZEGLĄD STOSOWANYCH FUNKCJI CELU Powszechne stosowanie metody optymalizacji pompy wirowych oprócz uzyskania podstawowych parametrów jak wysokość podnoszenia, przepływ oraz spełnienia określonych warunków geometrycznych zakładają zastosowanie dodatkowych funkcji celu: sprawność wirnika oraz wartość nadwyżki antykawitacyjnej [6][7].   W przypadku wirowych pomp wspomagania pracy serca liczne podstawowe badania doświadczalne wykazały, że wysoki poziom naprężeń ścinających może spowodować bezpośrednie lub opóźnione niszczenia komórek krwi. Dodatkowo, regiony zastoju o małej prędkości przepływu  oraz rejony w których następuje recyrkulacja posiadają silną korelację z agregacją elementów krwi na ściankach urządzeń wspomagających pracę serca. W takich obszarach przepływu, płytki są aktywowane przez ekspozycję na wysokie naprężenia ścinające, a następnie przepływają do środowiska o niskim naprężeniu ścinania, w którym mogą swobodnie tworzyć się agregaty płytek lub dołączają do białek znajdujących się na powierzchni biomateriału. Optymalizacja konstrukcji wirowych pomp wspomagania pracy serca  minimalizuje naprężenia ścinające w funkcji czasu ekspozycji,  zmniejsza strefy stagnacji, recyrkulacji, nadmiernych przyspieszeń cząstek oraz podciśnienia prowadzącego do kawitacji. Jako funkcje celu stosowane są następujące definicje: • Suma naprężeń głównych z całego obszaru [8]    Wybór zmiennych decyzyjnych w procesie  optymal izacj i ...   69• Suma wartości bezwzględnej tensora wirowości [8]   • Suma energii dyssypacji w przepływie lepkim [8]    • Suma gradientów prędkości (1) [9]    • Suma gradientów prędkości (2) [9]      gdzie:     - szybkość ścinania        - tensor prędkości odkształcenia                                                                                 ,   Hemoliza może być określona na podstawie pola przepływu z jednego z wielu modeli eksperymentalnych. Pierwszy i powszechnie przyjęty jest model Giersiepen [10], w którym procent hemoglobiny zwolniony z czerwonych krwinek jest funkcją wielkości naprężenia ścinającego (τ) i czas ekspozycji (t):                                                           ,  gdzie D oznacza wskaźnik uszkodzenia krwi, a C, α i β są to stałe empiryczne pochodzące z wiskozymetrycznych eksperymentów w określonej geometrii jak kapilary, płyty równoległe, system Couette. Jednak hydrodynamika w urządzeniach wspomagania krążenia w tych określonych prostych kształtach nie spełnia kryteriów z prostym ścinaniem,  i w rzeczywistości są one bardziej skomplikowane. Grigioni [11] wykazał, że dla obliczeniowej mechaniki płynów (CFD) lepsze dopasowanie wyników eksperymentalnych wiąże się z sumo- waniem na liniach prądu w postaci:                                                                               .  Zmodyfikowana formuła daje lepsze prognozy w obliczeniach hemolizy krwi. Wu i in. [12] w swoich badaniach stwierdzili, że hemoliza dla pompy osiowej i odśrodkowej może być określona przez bezwymiarowe zmienne przyrostu ciśnienia, prędkości obrotowej, szybkości przepływu i średnicy wylotu. Dariusz Woźniak, Adam Papierski, Andrzej Błaszczyk   70PARAMETRYZACJA GEOMETRII WIRNIKA Obliczenia półotwartego wirnika jednostopniowej pompy wirowej prze-prowadzono dla niżej przedstawionych  parametrów (tabela 1).  Tabela 1. Zmienne decyzyjne Table 1. Decision variables  Lp. Zmienna decyzyjna Odpowiednik teorii  1-wymiarowej Wartość początkowa Zakres zmienności Uwagi 1 X1 Wydajność Q 3 l/min 0,00005m3/s  Parametr traktowany jako niezmienny w danej serii obliczeń 2 X2 Prędkość obrotowa n 5000 obr /min  Parametr traktowany jako niezmienny w danej serii obliczeń 3 X3 Średnica wlotowa D0 9,0 mm 7,0÷10,0 mm  4 X4 Średnica wylotowa D2 21,0 mm 17,0÷22,0 mm  5 X5 Szerokość na wlocie do wirnika b1   Określona punktami Pd1s, Pd1h (rys. 5) 6 X6 Szerokość na wylocie z wirnika b2 3,0 mm 2,0÷4,0 mm  7 X7 Szerokość łopatki na wlocie s1 1,2 mm  Parametr traktowany jako niezmienny w danej serii obliczeń 8 X8 Szerokość łopatki na wlocie s2 3,0 mm 3,0÷5,0 mm  9 X9 Szerokość szczeliny nadłopatkowej G 0,15 mm 0,05÷0,25 mm  10 X10 Długość kątowa łopatki theta 80° 65÷115°  11 X11 Kąt konstrukcyjny łopatki na wlocie alfa1*  32÷48° Wartość wynikowa zależna od kąta theta 12 X12 Kąt konstrukcyjny łopatki na wylocie alfa2*  32÷48° Wartość wynikowa zależna od kąta theta 13 X13 Ilość łopatek z 4  Parametr traktowany jako niezmienny w danej serii obliczeń  Wybór zmiennych decyzyjnych w procesie  optymal izacj i ...   71W opisie pominięto grupę parametrów geometrycznych wirnika definiu-jących kształt przekroju merydionalnego oraz kształt profilu poprzecznego (rys. 4).                        Rys. 4.  Geometria wirnika półotwartego wraz z wielkościami opisującymi przekrój merydionalny i przekrój poprzeczny Fig. 4. The geometry of semi-open impeller with values describing the cross-section and the meridional section              Rys. 5.  Model geometryczny wirnika półotwartego Fig. 5. Geometric model of semi-open impeller Dariusz Woźniak, Adam Papierski, Andrzej Błaszczyk   724. NUMERYCZNE WYZNACZENIE POLA PRZEPŁYWU PRZEZ KANAŁY WIRNIKA POMPY Funkcje celu opisane w punkcie 3 wyznaczono na podstawie obliczeń trójwymiarowego przepływu z wykorzystaniem programu ANSYS-CFX. W obli-czeniach krew potraktowano jako płyn nieniutonowski o reologii opisanej wzorem wg [15]: ≥∂∂<∂∂≤∂∂<∂∂=−−−32700345,032711554712,09109yvdlayvedlayveyvdlanηη  gdzie η0 = 0.035 Pa.s i n = 0.6 [16]. Do obliczeń użyto modelu turbulencji SST (Shear Stress Transport). Warunki brzegowe to ciśnienie całkowite na wlocie do  wirnika i strumień masy na wylocie z wirnika oraz intensywność turbulencji, którą założono na poziomie 5%. W obliczeniach zastosowano dyskretyzację członów konwekcyjnych drugiego rzędu oraz członów dyssypacyjnych pierwszego rzędu. Jako kryterium zakończenia procesu iteracyjnego zastosowano poziom residuów równy 1e-4. 5. ANALIZA WRAŻLIWOŚCI ZMIENNYCH DECYZYJNYCH W przeprowadzonych obliczeniach jako funkcje celu wybrano funkcję będącą sumą gradientów prędkości (M. Behr) [9]:   . Na rysunkach 6÷7 przedstawiono wpływ wybranych zmiennych decyzyjnych na wartość funkcji celu fcel oraz znormalizowaną wartości fcel_z.  Wybór zmiennych decyzyjnych w procesie  optymal izacj i ...   73 Rys. 6.  Zależność funkcji celu fcel oraz znormalizowanej wartości fcel_z od zmiennej decyzyjnej X3 (średnica wlotowa D0) Fig. 6. The relationship of the objective function fcel and the normalized value fcel_z  of the decision variable X3 (inlet diameter D0)   Rys. 7.  Zależność funkcji celu fcel oraz znormalizowanej wartości fcel_z od zmiennej decyzyjnej X9 (szczelina nadłopatkowa G) Fig. 7. The relationship of the objective function fcel and the normalized value fcel_z  of the decision variable X9 (gap clearance G)  Dariusz Woźniak, Adam Papierski, Andrzej Błaszczyk   74Na podstawie przeprowadzonych obliczeń, przedstawiono w tabeli 2,  propozycje nowych skorygowanych zakresów zmiennych decyzyjnych dla których  wybrana funkcja celu fcel osiągnie wartość minimalną.  Tabela 2. Skorygowany zestaw zmiennych decyzyjnych Table 2. The revised set of decision variables Lp Zmienna decyzyjna Odpowiednik teorii 1-wymiarowej Zakres zmienności Wartość zmiennej X dla minimalnej wartości funkcji celu fcel Propozycja zakresu zmiennej decyzyjnej X 1 X3 Średnica wlotowa D0 7,0÷10,0 mm 7,16 mm 6,0÷8,0 mm 2 X4 Średnica wylotowa D2 17,0÷22,0 mm 22,0 mm(1) 21,0÷24,0 mm 3 X6 Szerokość na wylocie z wirnika b2 2,0÷4,0 mm 2,98 mm 2,0÷4,0 mm 4 X8 Szerokość łopatki na wlocie s2 3,0÷5,0 mm 3,02 mm 3,0÷6,0 mm (2) 5 X9 Szerokość szczeliny nadłopatkowej G 0,05÷0,25 mm 0,21 mm 0,15÷0,25 mm 6 X10 Długość kątowa łopatki theta 65÷115° 65,47° 60÷80° Uwagi: (1) - wartość zmiennej decyzyjnej X4 (reprezentująca średnicę zewnętrzną D2) wynosząca 22,0 mm wynika z zastosowania funkcji kary  dla wartości funkcji celu fcel stosowanej w przypadku, gdy wysokość podnoszenia pompy znajduje się poza akceptowanym zakresem 1,55÷2,0 m. (2) - proponowany zakres zmienności zmiennej decyzyjnej X8 (reprezentującej szerokość łopatki na wylocie s2) został zwiększony ze względów konstrukcyjnych, wymaganych dla zastosowania napędu magnetycznego wirnika. 6. PODSUMOWANIE Z przedstawionych wyników obliczeń wynika, że istotnym czynnikiem wpływającym na jakość pracy pompy wspomagania pracy serca, jest optymalny dobór parametrów geometrycznych wirnika, pozwalający na minimalizację negatywnego wpływu na elementy morfologiczne krwi. W kolejnym kroku należy przeprowadzić obliczenia dla skorygowanego zestawu zmiennych decyzyjnych.  Wybór zmiennych decyzyjnych w procesie  optymal izacj i ...   75LITERATURA [1] www.kardioserwis.pl/page.php/1/0/show/18/choroby_serca_układu_krążenia.html [2] Stanowisko Rady Przejrzystości nr 31/2012 z dnia 11 czerwca 2012 r. w sprawie zasadności kwalifikacji świadczenia opieki zdrowotnej „Mechaniczne wspomaganie serca pompami implantowalnymi najnowszej generacji – identyfikowanymi procedurami wysokospecjalistycznymi: 13.1 do 13.5” jako świadczenia gwarantowanego. [3] Slaughter M.S., Rogers J.G. e al.: Advanced Heart Failure Treated with Continuous-Flow Left Ventricular Assist Device. N Engl J Med 2009; 361:2241-2251. [4] Behbahani M., Behr M., Hormes M. et al.: A review of computational fluid dynamics analysis of blood pumps, Euro Jnl of Applied Mathematics, Vol. 20, 2009, 363-397. [5] United Kingdom 2009S. Day, A novel magnetically levitated axial flow left verticular assist device, artykuł na konferencję pt. New Magnetically suspended LEV-VAD, Research & Deign Lead Rochester Institute of Technology, Rochester, New York 2005.  [6] Papierski A.: Wielokryterialna i wielopoziomowa optymalizacja kształtu półotwartych wirników pomp o niskich wyróżnikach szybkobieżności. Zeszyt Naukowy Politechniki Łódzkiej Nr 1073. 2010. [7] Błaszczyk A.: Pompy spełniające specjalne wymagania ruchowe. Monografie Politechniki Łódzkiej. Łódź 2011. [8] Antaki J.F. et al.: Computational Flow Optimization of Rotary Blood Pump Components. Artificial Organs 19, Boston 1995. [9] Behr M.: Modeling, Simulation and Optimization for Ventricular Assist Device Design, artykuł na konferencję pt. Computational Analysis of Technical Systems, Politechnika Warszawska  2009. [10] Giersiepen M., Wurzinger L.J., Opitz R., Reul H.: Estimation of shear stress-related blood damage in heart valve prostheses – in vitro comparison of 25 aortic valves. Int J Artif Organs. 1990;13:300-6. [11] Grigioni M., Daniele C., Morbiducci U., D’Avenio G., Di Benedetto G., Barbaro V.: The power-law mathematical model for blood damage prediction: analytical developments and physical inconsistencies. Artif Organs 2004;28:467-75. [12] Wu Z.J., Gottlieb R.K., Burgreen G.W., et al.: Investigation of fluid dynamics within a miniature mixed flow blood pump. Exp Fluids 2001;31:615-29. [13] Bludszuweit C.: Model for a general mechanical blood damage prediction. Artif Organs 1995;19:583-9. Dariusz Woźniak, Adam Papierski, Andrzej Błaszczyk   76[14] Song X., Throckmorton A.L., Wood H.G., Antaki J.F., Olsen D.B.: Computational fluid dynamics prediction of blood damage in a centrifugal pump. Artif Organs. 2003, 27, 938-41. [15] Jóźwik K.: Modeling of blood flows. Lodz University of Technology, Łódź 2013. [16] Fung Y.C., Biomechanics: Mechanical Properties of Living Tissues, 2nd Edition, Springer, Berlin, 1993. 

The Choice of Decision Variables in the Optimization Process Semi-Open Impeller Centrifugal Pump for Circulatory Support.

http://repozytorium.p.lodz.pl/bitstream/11652/1721/1/Wybor_zmiennych_decyzyjnych_Wozniak_Papierski_2013.pdf

The Choice of Decision Variables in the Optimization Process Semi-Open Impeller Centrifugal Pump for Circulatory Support.

Abstract

Similar works

Full text

Available Versions

Lodz University of Technology Repository