Содержание к диссертации
Введение
ГЛАВА 1. Обзор литературы. Постановка задач исследования 17
1.1. Сфера применения низкотемпературного воздействия на биоткани 17
1.2. Факторы, влияющие на повреждение биоткани при низкотемпературном воздействии 19
1.3. Анализ существующего криохирургического оборудования 28
1.4. Анализ подходов к исследованию процессов теплообмена в биоткани при низкотемпературном воздействии 38
1.5. Выводы из анализа предшествующих работ. Постановка цели и задач исследования 53
ГЛАВА 2. Теоретическое исследование низкотемпературного воздействия на биоткани 55
2.1. Исходные математические уравнения расчета теплообмена вбиоткани при низкотемпературного воздействии 55
2.2. Анализ и выбор метода решения поставленной задачи 62
2.3. Разработка компьютерной программы расчета температурных полей при многозондовом низкотемпературном воздействии 66
2.4. Особенности теплофизических свойств биотканей 68
2.5. Анализ внутренних источников теплоты биотканей 68
2.6. Описание принципа работы малоинвазивного криохирургического инструмента 71
2.7. Расчет низкотемпературного воздействия на модельную среду
2.7.1. Расчет низкотемпературного воздействия одного криозонда на модельную среду 72
2.7.2. Расчет низкотемпературного воздействия двух криозондов на модельную среду 79
ГЛАВА 3. Экспериментальное исследование низкотемпературного воздействия на биоткани 81 Стр.
3.1. Описание экспериментального стенда. Методика проведения эксперимента 81
3.1.1. Экспериментальный модуль № 1 81
3.1.2. Экспериментальный модуль № 2 86
3.2. Расчет погрешности экспериментов 88
3.2.1. Расчет погрешности эксперимента на модуле № 1 89
3.2.2. Расчет погрешности эксперимента на модуле № 2 90
3.3. Анализ результатов экспериментального исследования 92
3.3.1. Анализ результатов исследования на экспериментальном модуле № 1 92
3.3.2. Анализ результатов исследования на экспериментальном модуле № 2 97
3.4. Описание экспериментального стенда для измерения теплофизических свойств биотканей. Методика проведенияэксперимента 103
3.5. Анализ экспериментальных данных по теплофизическим свойствам модельной среды 107
3.6. Анализ экспериментальных данных по теплофизическим свойствам предстательной железы 109
3.7. Экспериментальная верификация разработанной компьютерной программы расчета 120
ГЛАВА 4. Моделирование многозондового низкотемпературного воздействия на биоткани 123
4.1. Вариантные расчеты многозондового низкотемпературного воздействия на биоткани предстательной железы 123
4.2. Анализ полученных расчетных данных 133
4.3. Практические рекомендации по организации многозондового низкотемпературного воздействия на биоткани 137 Стр.
4.4. Практические рекомендации по проектированию криохирургического инструмента 139
Заключение и выводы 140
Список сокращений и условных обозначений 142
Список литературы
- Анализ существующего криохирургического оборудования
- Разработка компьютерной программы расчета температурных полей при многозондовом низкотемпературном воздействии
- Экспериментальный модуль № 2
- Анализ полученных расчетных данных
Введение к работе
Актуальность темы:
В настоящее время в перечень критических технологий Российской
Федерации входит развитие технологий снижения потерь от социально
значимых заболеваний (Указ Президента РФ от 7 июля 2011 г. № 899).
По данным Всемирной Организации Здравоохранения онкологические
заболевания являются одной из основных причин смертности пациентов. В 2012 г. диагностировано около 14 миллионов новых случаев заболевания и 8,2 миллиона случаев смерти, связанных с раком.
Одним из методов борьбы с новообразованиями, в том числе злокачественными является низкотемпературное воздействие на участки биоткани для полного их разрушения. Криохирургический метод лечения входит в перечень высокотехнологичных видов медицинской помощи в соответствии с частью 4 статьи 34 Федерального закона от 21 ноября 2011 года № 323 – ФЗ «Об основах охраны здоровья граждан в Российской Федерации».
Реальная практика проектирования и использования криоаппаратов
выдвигает вопросы повышения эффективности применения низких температур
при удалении различных по формам, размерам и локализации новообразований
внутренних органов и расширения области применения данного метода.
Наиболее перспективными в этом направлении являются технологии
использования многозондовых малоинвазивных криохирургических аппаратов.
В отличие от применения одиночного криоинструмента они позволяют
формировать внутри организма различные объемные зоны разрушения
патологически измененных биотканей. Также они позволяют избежать как
открытого, так и лапароскопического хирургического вмешательства.
Их развитие сдерживается отсутствием достаточно точных средств контроля
и методов прогнозирования результатов многозондового низкотемпературного
воздействия на биоткани. Для разработки таких методов необходимо получить
данные о теплофизических свойствах целевых биоматериалов,
о характеристиках применяемых криоинструментов (длина рабочей
поверхности малоинвазивных криозондов, распределение температур по ней, холодопроизводительность и другие).
Сегодня, как правило, при планировании многозондового
низкотемпературного воздействия на биоткани применяется метод, основанный на прогнозировании формы и размеров области воздействия суммированием зон замораживания от отдельных криозондов, которые рассчитываются независимо друг от друга. Данный подход не учитывает взаимное влияние криозондов. В связи с этим он имеет недостаточную точность для решения задачи повышения эффективности воздействия.
Разработка достоверных методик расчета тепловых полей в биотканях при многозондовом низкотемпературном воздействии с целью повышения точности прогнозирования является актуальной проблемой, решение которой позволит обоснованно выбирать параметры и режимы криовоздействия, что расширит возможности и повысит качество медицинского обслуживания.
Цель работы:
Повышение точности прогнозирования низкотемпературного воздействия
на биоткани группой малоинвазивных криозондов для получения
положительного результата лечения.
Для достижения поставленной цели необходимо решить следующие основные задачи работы:
1) Разработать методику расчета, включающую компьютерную программу
расчета трехмерных температурных полей в биоткани при низкотемпературном
воздействии группой малоинвазивных криозондов, учитывающую реальные
теплофизические свойства биоткани и действительные характеристики
малоинвазивных криозондов (распределение температур вдоль рабочей
поверхности, холодопроизводительность).
-
Получить экспериментальные данные по теплофизическим свойствам образцов биоткани и среды, моделирующей биоткань (желатинового геля) в широком диапазоне температур с применением метода дифференциальной сканирующей калориметрии.
-
Разработать экспериментальный стенд для получения распределения температур вдоль рабочей поверхности малоинвазивного криозонда и визуализации зоны замораживания.
4) Верифицировать компьютерную программу расчета сравнением
с экспериментальными данными, полученными на разработанном
экспериментальном стенде.
5) Провести серию численных расчетов. На их основе выработать
практические рекомендации по выполнению многозондового
низкотемпературного малоинвазивного воздействия и проектированию
криоинструментов.
6) С использованием расчета трехмерных температурных полей
определить степень повышения точности прогнозирования
низкотемпературного воздействия на биоткани группой малоинвазивных
криозондов по сравнению с применяемым сегодня подходом.
Научная новизна:
1) Разработана методика расчета трехмерных температурных полей
в биоткани при проведении многозондового малоинвазивного
низкотемпературного воздействия. Достоверность достигается за счет
использования реальных теплофизических свойств биотканей
и действительных характеристик применяемых криоинструментов.
2) Впервые получены экспериментальные данные по теплофизическим
свойствам (теплоемкость в диапазоне температур от минус 140 до 40 С,
скрытая теплота фазового перехода, криоскопическая температура) по тканям
опухолей предстательной железы, а также уточнены данные по модельной
среде – желатиновому гелю.
3) Впервые получены данные по характеристикам малоинвазивных
криоинструментов – распределению температуры вдоль рабочей поверхности
малоинвазивных криозондов в зависимости от времени, а также
холодопроизводительность криозондов.
Практическая значимость и реализация результатов работы:
1) Разработаны алгоритм и компьютерная программа моделирования
и визуализации трехмерных температурных полей в биоткани при
многозондовом малоинвазивном низкотемпературном воздействии.
2) Получены экспериментальные данные по расходу газообразного аргона
в криохирургическом аппарате. С их использованием рассчитаны интервалы
времени работы установки в зависимости от начального давления газа в
баллоне и количества одновременно используемых криозондов.
Также рассчитано снижение давления газа в баллоне в зависимости от
количества одновременно используемых криозондов и времени.
3) Предложена схема конструкции малоинвазивного криоинструмента
с повышенной мощностью охлаждения (холодопроизводительностью),
защищенная патентом на полезную модель №154699 от 09.04.2015 г.
4) Предложены рекомендации по организации многозондового
низкотемпературного малоинвазивного воздействия на биоткани.
Внедрение результатов работы:
Методика расчета введена в курс «Криомедицинская техника»,
преподаваемый на кафедре Э-4 «Холодильная, криогенная техника. Системы
кондиционирования и жизнеобеспечения» МГТУ им. Н.Э. Баумана.
Начальные результаты исследования были получены и применены в рамках
выполнения научного проекта РФФИ №13-08-12051 офи_м (2013-2015 гг.).
Дальнейшие результаты были получены за счет гранта
РНФ (проект №16-19-10567).
Достоверность результатов
Достоверность экспериментальных результатов диссертационной работы
обеспечивается применением аттестованных измерительных средств,
апробированных методик измерения и достаточной воспроизводимостью
полученных результатов измерений. Достоверность результатов
математического моделирования подтверждается согласованностью
с экспериментальными данными. Основные уравнения представленных
математических моделей базируются на фундаментальных законах
и уравнениях термодинамики, современных численных методах решения математических моделей.
На защиту выносятся:
1. Методика расчета трехмерных температурных полей в биоткани
при проведении многозондового малоинвазивного низкотемпературного
воздействия. Она включает в себя компьютерную программу моделирования
трехмерных температурных полей в биоткани, учитывающую реальные
теплофизические свойства биоткани, а также характеристики используемых
малоинвазивных криозондов. Программа позволяет осуществлять достоверное
прогнозирование положительного результата криовоздействия.
2. Результаты теоретических и экспериментальных исследований
теплообмена в моделирующей биологическую ткань среде – желатиновом геле, позволившие доказать адекватность результатов разработанной компьютерной программы моделирования.
3. Практические рекомендации по организации проведения
многозондового низкотемпературного воздействия и проектированию криохирургических инструментов.
Апробация работы:
Основные положения и результаты докладывались и обсуждались на следующих российских и международных научных мероприятиях:
Третья Международная конференция с элементами научной школы «Инновационные разработки в области техники и физики низких температур» (г. Москва, 2013 г.).
Научные семинары «Медицинские, технические и технологические аспекты фундаментальных проблем роботохирургии» (г. Москва, 2013 г., 2014 г., 2015 г.).
Международная научно-практическая конференция «Биотехнология и качество жизни» (г. Москва, 2014 г.).
V Конференция молодых ученых РМАПО «Актуальные вопросы фундаментальной и клинической медицины» (г. Москва, 2014 г.).
VII международная научно-практическая конференции «Криотерапия
в России» (г. Санкт-Петербург, 2014 г.).
XVI международная научно-техническая конференция «Медико-
технические технологии на страже здоровья» (Греция, о. Кефалония,
2014 г.).
VIII Всероссийская молодежная научная конференция «Мавлютовские
чтения» (г. Уфа, 2014 г.).
Шестая российская национальная конференция по теплообмену
(г. Москва, 2014 г.).
VII международный конгресс «Биотехнология: состояние и перспективы
развития» (г. Москва, 2015 г.).
Международная научно-практическая конференция «Биотехнологии
в комплексном развитии регионов» (г. Москва, 2016 г.).
Вторая всероссийская конференция с международным участием «Новые
технологии в хирургии» (г. Москва, 2016 г.).
Личный вклад автора заключается в постановке проблемы повышения
точности прогнозирования многозондового низкотемпературного воздействия
на биоткани, создании экспериментального стенда, разработке программы
моделирования с последующей верификацией на основе экспериментальных
данных, проведении теоретических исследований (многовариантное
моделирование) и анализе их результатов с последующими практическими рекомендациями по организации низкотемпературного воздействия группы малоинвазивных криозондов на биоткани.
Публикации. Результаты диссертации отражены в 6 научных статьях в журналах, рекомендуемых ВАК РФ, в том числе 1 в журнале из базы индексирования Scopus, получен патент РФ на полезную модель, опубликованы тезисы 13 докладов.
Структура и объем диссертации:
Диссертация состоит из введения, четырех глав, заключения, списка сокращений и условных обозначений, списка литературы, приложения. Работа изложена на 157 страницах основного текста, содержит 88 рисунков, 15 таблиц и список литературы из 149 наименований.
Анализ существующего криохирургического оборудования
К усилению низкотемпературного воздействия приводит введение в область разрушения раствора лидокаина, адреналина, дистиллированной воды, что приводит к возрастанию зоны крионекроза на значение от 15 до 20 % [2,110]. Увеличение жидкой фазы в целевой области воздействия ведет к увеличению интенсивности замораживания биоткани ниже криоскопической температуры, так как коэффициент теплопроводности льда примерно в 4 раза выше, чем у воды.
Низкотемпературное воздействие в сочетании с предварительным СВЧ или УЗ воздействием приводит к повышению эффективности метода. Сторонние исследования показали, что объем зоны замораживания увеличивается от 60 до 100 % после комбинированного СВЧ и криовоздействия по сравнению с обычным из-за более интенсивного вымерзания влаги [21,22]. Проводились исследования по динамике льдообразования при СВЧ-криовоздействии на образцах печени кролика методом ядерного магнитного резонанса. Выявлено, что количество вымерзшей воды в данных образцах на значение от 10 до 15 % больше, чем в контрольных, подвергшихся только низкотемпературному воздействию [23]. Существует предположение, что точкой приложения СВЧ-поля являются дипольные структуры, основную часть которых представляет связанная вода [24]. Под действием СВЧ полярные молекулы переходят в возбужденное состояние, возникают резонансные явления. Могут меняться зоны гидратации, возникать разрывы межмолекулярных связей [25]. Все перечисленное дестабилизирует структуру воды, приводит ее в более подвижное и чувствительное состояние к различным воздействиям. То есть СВЧ-поле воздействует на водную решетку биологических тканей, в результате чего возрастает содержание свободной жидкости и повышается доля замороженной воды при низких температурах. Это ведет к увеличению коэффициента теплопроводности зоны воздействия. Проводились исследования, направленные на выявление оптимальных режимов СВЧ-воздействия для максимального крионекроза. За основу было взято изучение коэффициента теплопроводности биоткани в зависимости от времени и параметров СВЧ-излучения. Использовался прибор «Плот» с длиной волны 33 см, диаметром облучателя 3 см и частотой колебаний 915 МГц. Объектом исследования была печень кроликов как in vitro, так и in vivo. Выявлено, что для максимальной эффективности низкотемпературного воздействия достаточно СВЧ-излучение с мощностью 10 Вт и временем 3 минуты in vitro и 3-5 минут in vivo. Было показано, что наиболее оптимальное время криовоздействия – сразу после СВЧ-излучения и первые 5 минут после него, далее идет резкое снижение коэффициента теплопроводности. Это подтвердилось в дальнейшем на эксперименте, который показал, что после облучения в течение первых 5 минут зона некроза значительно повышается по сравнению с контрольной группой, тогда как через 30 минут после облучения не отмечается увеличение зоны некроза. Также было показано, что морфологическая картина СВЧ-крионекроза принципиально ничем не отличается от картины обычного крионекроза. Это доказывает, что микроволны не влияют на положительные стороны низкотемпературного воздействия [26]. Следовательно, повышением коэффициента теплопроводности можно в определенной степени объяснить усиление криовоздействия. Но есть версия, что усиление воздействия из-за СВЧ-излучения связано с его тепловым эффектом. Опирается это предположение на то, что мощность используемого излучения достаточна для гипертермии биообъектов, а также на то, что глубина замораживания близка к глубине прогрева. Прогрев тканей стимулирует нервную систему и систему кровообращения, что проявляется на микроуровне в повышении проницаемости физиологических «фильтров» между кровью и тканевой жидкостью, в стимуляции окислительно-восстановительных и обменных процессов. Вероятно, вследствие этих процессов происходит снижение устойчивости биологических образований к понижению температуры [1].
Применение комбинированного ультразвукового низкотемпературного воздействия в некоторых случаях способствует повышению диаметра зоны некроза на 20 %, объем зоны повышается в два раза [1]. До конца механизмы усиления криодеструкции с использованием ультразвука не ясны. Есть предположение, что это может быть связано с влиянием УЗ на зарождение и рост кристаллов и образование мелкодисперсной кристаллической структуры (реализуется в основном на этапе замораживания). Возможна интенсификация рекристаллизации в ультразвуковом поле, что наиболее существенно проявляется на этапе оттаивания. Повышается чувствительность клеток к УЗ и происходит задержка включений защитных реакций на низкотемпературное воздействие [27].
Воздействие на биоткани несколькими криоинструментами называется многозондовым и относится к методам усиления криовоздействия. На практике сегодня внедряются технологии многозондового малоинвазивного низкотемпературного воздействия (подробно описано в разделе 1.3). Оно приводит к различной степени увеличения объемов зоны замораживания и некроза, зависящей от количества применяемых криозондов, режимов их работы и других факторов (тип биоткани, степень насыщенности кровеносными сосудами, локализация в организме и др.).
Разработка компьютерной программы расчета температурных полей при многозондовом низкотемпературном воздействии
В случае криоаблации предстательной железы для предотвращения замораживания биотканей уретрального канала используется катетер, по которому циркулирует теплый физиологический раствор (Рисунок 2.2). Предлагается использовать граничные условия 1-го рода с заданием средней температуры физраствора на поверхности катетера: Ткат= Тфр. (2.11) Также должны быть заданы граничные условия на внешней поверхности наконечников криоинструмента (Ye Г ), например, условие постоянства температуры: Т(х,т)=Ти , (2.12) где Ти - температура поверхности крионаконечника. Ниже будет показано, что целесообразно задавать тепловые потоки по участкам криозонда на рабочей длине.
В случае малоинвазивных криозондов, используемых, например, в установке Galil SeedNet, граничное условие является более сложным, потому что температура потока меняется по длине зонда. В данной работе оно исследуется экспериментально (разделы 3.1, 3.2, 3.3).
Для разработки вычислительной программы применялась среда Ansys. В данном программном пакете имеется модуль моделирования нестационарного теплообмена, используемый в том числе для решения задач Стефана методом энтальпии. Поэтому представим уравнение (2.1) в энтальпийной форме с заменой переменной Г на Я: V(A,V Т)+ Ь, (Ткр1 -Т)+ qVl, (2.13) где \ i (IT H(T)=\pic1(T) + L \dT . (2.14) При численном решении методом энтальпии используются два этих уравнения с заменой разрывной функции Н(Т) на непрерывную Нл(Т). В уравнение (2.13) включается зависимость Т(Н): ЭАН У[Я1УТ(Н))+ bj (Т , — Т(Н)) + qVl (2.15) подразумевая под T(H) функцию обратную функции H(T) (2.14). В итоге возможно выделить 4 группы параметров в математической модели (Рисунок 2.3). В данной работе исследуются теплофизические, технические параметры и частично геометрические. Биофизические параметры берутся на основе анализа данных из отечественных и зарубежных публикаций.
В разделе 1.4 описаны подходы и методы решения, которые применяются различными научными группами. Как отмечалось ранее, для решения задачи многомерного моделирования низкотемпературного воздействия на биоткани с учетом реальных теплофизических свойств, зависящих от температуры, действительных характеристик криохирургического оборудования и других факторов целесообразно использовать численные методы.
Бородин С.Л. провел сравнение численных методов решения задачи Стефана. Анализировались семь различных численных методов в плане точности и скорости решения. В итоге было показано, что для многомерных многофронтовых задач Стефана наиболее эффективными численными методами являются метод энтальпий с использованием неявной схемы, а также метод сглаживания коэффициентов с использованием неявной схемы [64]. В данном исследовании было решено применить существующий программный комплекс для решения поставленной задачи, где заложен симбиоз метода сглаживания коэффициентов с использованием неявной схемы и метода энтальпии. Заключается этот симбиоз в вычислении энтальпии по сглаженному коэффициенту теплоемкости на всем интересующем интервале температур.
Программный комплекс Ansys имеет инженерно-ориентированный подход, используется метод конечных элементов. Этот метод сочетает в себе универсальность алгоритмов решения различных краевых задач с эффективностью компьютерной реализации вычислений.
Имеется модуль расчета нестационарного теплообмена Transient Thermal, учитывающий в расчетах скрытую теплоту фазового перехода двумя разными вариантами: искусственным возрастанием теплоемкости в интервале температур фазового перехода, делая ее функцией температуры или скачком энтальпии в интервале температур фазового перехода.
Следовательно, скрытая теплота не учитывается явным образом посредством конечно-элементной формулировки задачи, вводится как свойство материала – энтальпия. Энтальпия вещества H связана с плотностью , удельной теплоемкостью С и температурой T как показано выше в формуле (2.14). На изменение фазы вещества указывает резкое изменение энтальпии в некотором интервале температур (Рисунок 2.4). Энтальпия здесь имеет размерность – Дж/м3. Рисунок 2.4. Энтальпия вещества в интервале фазового перехода
Для чистого материала разность температур (Tl – Ts) равна нулю. Для биологической ткани эта разность является интервалом фазового перехода и исследуется экспериментально.
Энтальпия является более гладкой функцией температуры по сравнению с удельной теплоемкостью (Рисунок 2.4). Следовательно, в задачах с учетом фазовых переходов целесообразно использовать энтальпию – в этом случае точность решения ухудшается незначительно, даже если шаг интегрирования по времени оказывается сопоставимым с шириной переходной зоны.
Для определения зависимости энтальпии от температуры используются значения плотности , удельной теплоемкостью С и данные по удельной скрытой теплоте фазового перехода (Рисунок 2.5).
Далее приведена методика вычисления величины энтальпии по значению удельной теплоемкости.
Исходными данными являются следующие величины: плотность материала (постоянная), значения удельной теплоемкости материала в твердой фазе СSi (i точек), значения удельной теплоемкости материала в жидкой фазе CLj (j точек), удельная скрытая теплота фазового перехода L.
Экспериментальный модуль № 2
Схема и общий вид первого экспериментального модуля изображены на Рисунках 3.2 и 3.3 соответственно. Основные элементы представлены в Таблице 9.
Для фиксации датчиков температуры на поверхности криозонда в определенном положении была разработана специальная конструкция закрепления (Рисунок 3.1). Фиксация осуществляется хомутом, стягиваемым винтом. На хомуте была отфрезерована гладкая площадка, обеспечивающая плотное прилегание термометра сопротивления к криозонду. Для устранения воздушной прослойки между поверхностью криоинструмента и термометром сопротивления была использована низкотемпературная термопаста Arctic Silver Ceramique 2, обеспечивающая теплопередачу до минус 150 С. 1 – винт прижимной; 2 – гибкая оболочка; 3 – зажим; 4 – криозонд; 5 – термопаста; 6 – температурный датчик сопротивления; 7 – фиксатор Рисунок 3.2. Схема экспериментального модуля №1 Таблица 9. Рисунок 3.3. Общий вид экспериментального модуля №1 Элементы экспериментального модуля № № элемента Название Функция 1 Газовый аргоновый баллон высокого давления Хранение аргона высокогодавления для последующейподачи в проточную систему 2 Редуктор Регулирование давления подачи аргона 3 Криоаппарат Galil SeedNet Регулирование режимов работы 4 Криозонд Объект исследования 5 Емкость Хранение желатинового геля 6 Измерительный модуль(включает закреплениедатчиков) Измерение температуры наповерхности криозонда вустановленных точках 7 Персональный компьютер Запись показаний датчиковтемпературы через определенныепромежутки времени Последовательность проведения эксперимента на первом модуле состоит из следующих этапов. Сначала происходит фиксация датчиков температуры по длине рабочей поверхности криозонда – 40 мм, всего 8 датчиков. Криозонд (4) с системой датчиков устанавливается в емкости (5) с использованием штатива (на схеме не показан). Готовится модельная среда в виде желатинового геля. Использование желатинового геля в качестве моделирующей среды удобно, так как он прозрачен и позволяет проводить видеофиксацию нарастания замороженной зоны во время опыта, а также потому, что желатиновый гель представляет из себя твердое тело с теплофизическими свойствами – теплопроводностью и теплоемкостью, близкими к реальным биологическим тканям [67,68]. Аккуратно при помощи воронки гель заливается в емкость 5. В течение 24 часов гель выдерживается при комнатной температуре для застывания, фиксации зонда (4) с датчиками и выравнивания температуры по всему объему геля, которое возможно наблюдать на персональном компьютере (7) по показаниям измерительной системы (6). Дополнительно для достоверности выравнивания температуры модельной среды измеряется температура в помещении. Далее происходит подсоединение криозонда (4) к аппарату типа Galil SeedNet (3), который представляет из себя газораспределительное устройство с программным управлением. В аппарате на входе установлен датчик давления (для контроля давления газа, которое должно быть на уровне (240 ± 2) бар). Далее газ распределяется на пять трубопроводов. Каждый трубопровод необходим для подвода газа к конкретному ряду криозондов (всего имеется пять рядов с возможностью подключения по пять криозондов в каждый). Далее от каждого из пяти трубопроводов поток газа распределяется индивидуально к каждому из пяти криозондов соответствующего ряда. На боковой стороне аппарата имеется распределительная панель с возможностью быстросъемного подключения малоинвазивного криозонда. Распределение газа происходит с использованием программно- управляемых клапанов, на которые подается команда управления – открытия или закрытия. В данном эксперименте подключается один криозонд на первый ряд.
Проверяется давление рабочего газа аргона в баллоне (1) с помощью манометра, входящего в состав редуктора (2). Открывается вентиль баллона, при помощи редуктора (2) происходит настройка давления аргона для подачи в аппарат (3), газ через систему газораспределения установки (3) попадает в криозонд (4) и начинается эксперимент. Все показания датчиков записываются на персональный компьютер (7) в режиме реального времени каждую секунду.
Дополнительно используются весы, позволяющие измерять массу до 200 кг с погрешностью не более 50 грамм (Рисунок 3.4). Они предназначены для определения среднего расхода рабочего газа аргона при работе криоустановки методом взвешивания баллона до и после проведения эксперимента.
Подключение производится по четырехпроводной схеме. Данные от датчиков сопротивления передаются на вторичный преобразователь I-87013 ICP CON (4-канальный модуль для ввода сигналов термометров сопротивления, точность аналогового ввода: ± 0,1 %, частота выборки 10 выборок/сек). Далее каркас для модулей ввода/вывода с источником питания преобразует значения в сигнал по сети Modbus RS-485. Преобразователь интерфейсов Овен AС4 передает сигнал на порт USB персонального компьютера. Далее данные обрабатываются на OPC-сервере и поступают в SCADA-программу MasterSCADA, где происходит сбор данных и перевод их в формат csv. Данный формат позволяет сохранять табличные данные и автоматически строить графики по всем каналам измерения.
Анализ полученных расчетных данных
Исследование теплофизических свойств биологических тканей проводилось на базе лаборатории теплофизических свойств пищевых продуктов в ФГБНУ ВНИХИ. Стенд создан на основе дифференциального сканирующего калориметра с внешними системами охлаждения и создания рабочей среды, а также дополнительно включает: лабораторные весы, микроскоп и сушильный шкаф.
Принцип действия калориметра основан на измерении разности температур между контейнером, в котором размещен исследуемый образец, и контейнером, в котором размещен образец сравнения. Возникшая разность температур, с учетом калибровочного коэффициента, определяемого в процессе предварительной калибровки, является мерой теплового потока, поглощаемого или выделяемого исследуемым образцом в процессе его нагрева или охлаждения, а также в изотермическом режиме.
Принцип измерения температуры фазовых переходов основан на определении на кривой «тепловой поток – температура» точки начала отклонения от монотонности, определяемой пересечением экстраполяции низкотемпературной ветви пика кривой с базовой линией.
Конструктивно калориметр выполнен в одном металлическом корпусе, в котором находятся: измерительный блок с одной калориметрической ячейкой, размещенной внутри программно-управляемой печи, системы контроля температуры образца, системы контроля атмосферы образца и автоматической системы управления.
На передней панели корпуса калориметра расположена панель управления. На задней панели корпуса калориметра расположены вводы для подсоединения внешних устройств и штуцеры для подключения линий прокачки хладоносителя и продувки инертным защитным газом.
Калориметр функционирует под управлением программного обеспечения, устанавливаемого на персональный компьютер, соединяемый с электронным блоком управления и измерения посредством USB интерфейса. Программное обеспечение позволяет осуществлять калибровку калориметра, задание параметров эксперимента, регистрацию, обработку и хранение результатов, а также их вывод на печать. калориметрии Последовательность проведения эксперимента состоит из следующих этапов. Первый этап – подготовка измерительного стенда. Включаются ДСК-калориметр, лабораторные электронные весы, проверяются на работоспособность все составляющие стенда. Далее выбираются два тигля, которые будут использоваться в измерении и взвешиваются. Их переноска осуществляется строго пинцетами без соприкосновения с руками. После взвешивания пустые тигли закладываются в измерительную ячейку ДСК-калориметра и посредством компьютерного обеспечения прибора задается программа скорости изменения температуры в измерительной ячейке. Охлаждение происходит с помощью жидкого и/или газообразного азота в зависимости от интервала низких температур. Цель измерения с пустыми тиглями зарегистрировать ДСК-сигнал от пустых тиглей для последующего его учета, а также определить асимметрию тиглей.
Второй этап начинается с подготовки образца, состоящей в его уменьшении с использованием специального лезвия для того, чтобы он поместился в тигель. Далее происходит взвешивание образца вместе с тиглем (масса тигля измерена на 1 этапе) и последующая запрессовка тигля для предотвращения испарения влаги во время проведения эксперимента. Запрессованный тигель с образцом с помощью пинцета помещается в измерительную ячейку, запускается программа изменения температуры, начинается измерение. Регистрируется ДСК сигнал от измерительной ячейки. По окончании опыта идет обработка экспериментальных данных и на выходе получаются данные о теплоемкости в диапазоне температур от минус 140 до 40 С, теплоте фазового перехода (энтальпия фазового перехода), а также о криоскопической температуре.
Очень важно отметить, что все измерения производятся при нагревании, так как при охлаждении не удается поддерживать постоянную скорость изменения температуры в измерительной ячейки и результаты получаются нестабильными. Значение скорости изменения температуры измерительной ячейки выбрано на уровне 5 С/мин, как приемлемой по ширине пика фазового перехода, так и получением достоверных данных теплоемкости от температуры.
Данная скорость соответствует возможностям прибора по компенсации внешних теплопритоков в камеру при работе в режиме криогенных температур (от минус 140 С и выше можно добиться стабильности скорости изменения температуры измерительной ячейки). В качестве критерия выхода прибора на рабочий режим принимается 5 % порог отклонения фактического темпа изменения температуры, определяемого как первая производная регистрируемой температуры измерительной ячейки по времени, от среднего значения скорости в установившемся режиме [69,70].