Содержание к диссертации
Введение
Глава1.Обзор литературы 11
1.1 Эпидемиология атеросклероза 11
1.2 Методы ангиохирургии 12
1.2.1 Существующие методы ангиохирургии 12
1.2.2 Методы эндоваскулярного восстановления просвета артерий нижних конечностей 13
1.2.3 Комбинированный метод воздействия 27
1.3 Роботизация ангиохирургии 29
1.3.1 Роботизированные системы в хирургии 29
1.3.2 Роботизированные системы в сердечно-сосудистой хирургии 36
Выводы по главе1 42
Глава2. Системное проектирование медицинской роботизированной системы для эндоваскулярной хирургии 44
2.1 Структурные схемы хирургических БТС 44
2.2 Основные этапы проектирования медицинской робототехнической системы 49
2.3 Теоретический анализ работы системы 49
2.3.1 Морфологическое описание 49
2.3.2 Каналы связи 60
Выводы по главе 2 65
Глава 3. Разработка технологии комбинированного воздействия 66
3.1 Патогенез атеросклероза 66
3.2 Топография артерий нижних конечностей 70
3.3 Упруго-деформативные характеристики атеросклеротически поражённой стенки артерий нижних конечностей в различных условиях испытаний 72
3.4 Модель комбинированного воздействия на фиброатероматозную бляшку 79
3.4.1 Ультразвуковое воздействие на пластичные и хрупкие биоткани 79
3.4.2 Аналитическая модель ультразвукового воздействия на нативную и охрупченную биоткань 85
3.4.3 Упруго-деформативные характеристики коагулированной атеросклеротически поражённой стенки сосуда 93
3.4.4 Результаты моделирования 96
3.5 Параметры технических систем 99
3.5.1 Система охрупчивания 99
3.5.2 Система диспергирования 112
3.5.3 Система фильтрации 114
3.5.4 Система для эндоваскулярной реализации комбинированного метода 117
Выводы по главе 3 121
Глава 4. Определение эргономических параметров роботизированной системы 122
4.1 Эргономические параметры робота-манипулятора 122
4.2 Эргономические параметры движений рук хирурга 124
4.2.1 Существующие системы трекинга рук 124
4.2.2 Трекинг рук хирурга во время операции 128
4.2.3 Эргономические параметры робота-манипулятора для проведения эндоваскулярной операции 138
Выводы по главе 4 143
Глава 5. Разработка роботизированной системы для реализации комбинированного воздействия 144
5.1 Технологическая схема реализации комбинированного метода 144
5.2 Создание системы диспергирования 145
5.2.1 Методика создания УЗКС для хирургии 145
5.2.2 Элементы системы диспергирования 146
5.2.3 Усиление амплитуды ультразвуковых колебаний путём изменения свойств материала 148
5.2.4 Моделирование системы диспергирования 151
5.3 Роботизированная система для комбинированной ультразвуковой ангиохирургии 157
Выводы по главе 5 160
Общие выводы по работе и заключение 161
Список литературы 163
- Методы эндоваскулярного восстановления просвета артерий нижних конечностей
- Морфологическое описание
- Система охрупчивания
- Моделирование системы диспергирования
Методы эндоваскулярного восстановления просвета артерий нижних конечностей
Начиная с середины 80-х годов прошлого века в клиническую практику было внедрено множество эндоваскулярных технологий ангиопластики.
Атерэктомический метод
Концепция атерэктомии заключается в физическом удалении бляшки путем срезания и измельчения в поражённых артериях с использованием механического устройства. В настоящее время применяют следующие типы атерэктомических устройств.
1) Катетер Кензи (Kensy Atherectomy, Trac Wright System)
Предложенный американским хирургом K. R. Kensey [161] катетер диаметром 8F, оснащён вращающимся со скоростью до 100 тыс. об/мин металлическим буром на конце. В результате воздействия бура атеросклеротическая бляшка подвергается фрагментации до размеров, меньших, чем размер форменных элементов крови.
2) Ротационная атерэктомическая система ROTAS (Auth Rotablator) (Axie International, Голландия)
Была предложена D.D. Hansen в 1987 году [206]. Представляет собой проводниково-катетерную систему, оснащённую на конце оливообразным буром, диаметром 1,25-4,5 мм, покрытым абразивом (алмазная крошка 22-45 мкм) и вращающимся со скоростью 100-200 тыс. об/мин.
Особенностью устройства является способность выборочно рассекать и фрагментировать неэластический материал типа кальцифицированной бляшки, оставляя нетронутыми непораженные сосудистые сегменты, сохраняющие свои эластические свойства, которые растягиваются при продвижении бура и не травмируются. Также, при скорости вращения бура более 60 тыс. об/мин, практически устраняется трение, что приводит к уменьшению сопротивления продвижению по сосудистому руслу.
77 % частиц, образовавшихся в результате использования системы - менее 5 мкм, а 85 % - менее 12 мкм [206]. Большинство частиц свободно проходит через систему кровообращения до печени, селезенки, почек или легких, где происходит их фильтрация.
3) Катетер Симпсона. (The Simpson directional atherectomy catheter (DVI, Redwood City, США)
J.B. Simpson [227] предположил, что после удаления из артерии значительного количества атеросклеротического материала рост клеточной пролиферации - основа рецидива стеноза артерии и возникновения тромбоза в этой зоне - будет замедлен, и данное предположение подтвердилось статистически [31].
Исходя из этого было создано устройство, включающее в себя полый цилиндр с отверстием, в котором находится концентрический нож, и баллон, расположенный на противоположной стороне. Цилиндр подводят отверстием к бляшке, раздувают баллон и продольным движением ножа срезают фрагмент бляшки. Цилиндр поворачивают и манипуляцию повторяют. Применение атерэктомии по Симпсону также даёт возможность изучить гистологический материал, полученный из внутреннего просвета артерии, пораженной атеросклерозом.
В настоящее время устройство выпускается в 2 модификациях: с фиксированным на проводнике атерэктомическим устройством - Atherocath и с раздельным от проводника атерэктомическим устройством - Atherotrac.
4) Чреспросветный эндартерэктомический катетер Transluminal Endarterectomy Catheter - TEC (International Technologies, Inc., США)
Разработанное в 1989 году R.S. Stack устройство [231] состоит из полого катетера, диаметром 10 F, 12 F, 14 F или 15 F, вводимого по проводнику через интродьюссер, в котором находятся коаксиально расположенные ножи с тремя режущими плоскостями, вращающиеся со скоростью 750 об/мин. Перемещение катетера происходит при помощи двигателя, управляемого вручную. Иссечённая ткань аспирируется вакуумным отсосом. Для облегчения аспирации осуществляют ирригацию 37 С раствором Рингера. Применение этого способа не требует многократного введения катетера в пораженную зону, что приводит к значительному сокращению времени операции.
Частичное или полное удаление тромба после применения системы наблюдается в 75-100 % случаях тромботических поражений. Однако, хотя гистологическое изучение не подтвердило случаев удаления сосудистой ткани, практически во всех случаях на стенке сосуда были выявлены диссекции [31]. M.N. Wholey и C.R. Jarmolowski [243] доложили об успехе лечения в 92 % случаев, хотя в 47 % случаев потребовалась дополнительная баллонная ангиопластика. Через 6 мес. реокклюзия наступила у 25 % пациентов.
5) Атерэктомический катетер Пулбека (Pullback Atherectomy Catheter – РАС) (Arrow, MedInnovations. Inc., США)
Предложен и испытан в 1990 году Т.А. Fischell [136]. Состоит из срезающего цилиндрического ножа, диаметром 3 - 3,5 мм, вращающегося со скоростью 2 тыс. об/мин и принимающего цилиндра.
По результатам применения катетера J.S. Pollak отметил [204] уменьшение стеноза на 40 %. Удалённый материал содержал в 99 % - интиму, в 64 % - медию и в 17 % - адвентицию, в 33 % - кальций и в 28 % тромб.
6) Bard Rotary Atherectomy System
Состоит из двух катетеров 8F и 9F и находящегося внутри проводника со спиралевидным режущим устройством, вращающимся со скоростью 600-1200 об/мин.
Впервые в 1990 году устройство использовал A. Motarjeme [189]. Удалённый материал содержал в 60 % интиму, в 12.5 % - медию, в 15 % -организованные тромбы, в 2 % - фиброматозные ткани и в 7 % признаки воспаления. Среди удаленных атером 12.5 % были кальцинированными.
Лазерная ангиопластика
В основе метода лежит способность лазера вызывать вапоризацию (испарение) ткани и тем самым ликвидировать стеноз или удалять тромб. Гибкие световоды способны передавать лазерную энергию по катетеру, а вапоризация атеросклеротической бляшки с помощью лазерного излучения реканализирует окклюзированные артерии.
Лазерное излучение оказывает на ткань фотохимическое, заключающееся в разрыве слабых внутримолекулярных связей, и фототермическое действие, заключающееся в превращении в тканях лазерного излучения в локализованную термальную энергию (Таблица 1 [194]).
Чрескожная лазерная ангиопластика периферических артерий у человека была впервые выполнена R.C. Ginsburg и соавторами в 1983 году [141]. В этом и других ранних исследованиях использовались незащищённые открытые волокна, которые несли высокий риск термального ожога и перфорации.
В последующих работах лазеры использовали для образования канала в полностью окклюзированной артерии, в которую впоследствии вводился баллонный катетер. Показано, что в течение нескольких недель после воздействия лазера наступает заживление стенки артерии за счет восстановления ее эндотелия.
Долгосрочные исследования влияния лазерной реканализации проводились на свиньях [140] и кроликах [171]. Оставленный после вапоризации атеросклеротической бляшки кратер первоначально был покрыт фибрином и тромбоцитами, но затем повторно эндотелизировался. Кроме того, не было доказательств роста бляшки на обработанном участке.
Морфологическое описание
На первом этапе разрабатывают структурно-функциональную схему МРС, уточняют её целевую функцию. Системное описание структурно-функциональной схемы отражает её морфологию, функциональные и информационные свойства.
Проведём морфологическое описание системы, которое позволит выделить основные элементы, связи и определить структуру БТС [39]. Конкретизация морфологии будет даваться на уровне, достаточном для создания представления об основных свойствах системы.
На высшем уровне морфология БТС для роботизированной малоинвазивной ультразвуковой ангиохирургии представлена схемой, указанной на Рисунке 2.3.
В этом случае имеем следующую декомпозицию системы:
S = So Si S2, (2.1)
где So - хирург-оператор; Si - пациент; S2 - техническая система.
Выбор уровня иерархии БТС, при котором завершается её декомпозиция, обусловлен двумя причинами:
- на последнем уровне декомпозированной системы её элементы, их входные и выходные параметры, а также целевая функция известны.
- для дальнейшей декомпозиции необходимо проведение теоретических или экспериментальных исследований.
Дальнейшая декомпозиция системы будет проводиться следующим образом. Если принять системы органов пациента Si, в частности сердечнососудистую систему, за подсистему второго уровня (Siі), то подсистемой третьего уровня будет артерия (Sm), в которой находится биообъект, подлежащий хирургическому воздействию, то есть атеросклеротическая бляшка (Sun), соответствующая четвёртому уровню
Взаимодействие между элементами системы описывается матрицей структуры БТС, приведенной в Таблице 6. Связь двух элементов обозначена символом Ai.j , где i – элемент, влияющий на j. Связи, лежащие выше диагонали матрицы свидетельствуют о прямой связи между элементами, ниже – об обратной связи.
Рассмотрим взаимодействие между элементами, входящими в систему, с точки зрения выполняемых ими функций.
Нервная система и мозг (S01) хирурга-оператора обладают информационными свойствами. Принимает информацию от тактильных рецепторов и органов чувств и информирует конечности о необходимости и величине их перемещения.
Верхние конечности (S02) хирурга-оператора обладают информационными свойствами. Принимают информацию о величине перемещений от нервной системы и мозга и информируют техническую систему посредством джойстиков о направлении, типе и скорости движения инструмента. Также они осуществляют прием информации, поступающей от джойстиков, о величине сопротивления продвижению катетера.
Нижние конечности (S03) хирурга-оператора обладают информационными свойствами. Принимают информацию о необходимости перемещений от нервной системы и мозга, информируют техническую систему посредством педалей о необходимости проведения воздействия, ирригации или аспирации места воздействия.
Органы зрения (S04) хирурга-оператора обладают информационными свойствами. Получают данные с дисплея и информируют мозг о ходе операции.
Органы слуха (S05) хирурга-оператора обладают информационными свойствами. Принимают информацию о наличии воздействия и экстренных ситуациях из динамиков и информируют об этом мозг.
Джойстики (S21111) обладают информационными свойствами. Принимают информацию о желаемых параметрах движения инструмента и передают её в блок обработки информации. Также передают информацию, пришедшую с блока обработки, о величине сопротивления продвижению катетера на верхние конечности хирурга-оператора.
Педали (S21112) обладают информационными свойствами. Принимают информацию о необходимости проведения воздействия, ирригации или аспирации места воздействия от нижних конечностей и передают её в блок обработки информации.
Дисплей (S21131) обладает информационными свойствами. Обеспечивает органы зрения хирурга-оператора информацией, получаемой из блока обработки, о ходе операции, продвижении катетера, положении робота и состоянии пациента.
Динамики (S21132) обладают информационными свойствами. Принимают информацию о наличии воздействия и экстренных ситуациях из блока обработки. Преобразуют её в различные типы сигналов – однотонный для обозначения осуществления воздействия и резкий для обозначения экстренной ситуации. Передают обработанные сигналы на органы слуха хирурга-оператора.
Блок обработки информации (S21122) обладает информационными свойствами. Является экспертной системой всей роботизированной системы. Объединяет и анализирует управляющие сигналы от органов управления, датчиков и системы наблюдения. Преобразовывает, рассчитывает и распределяет необходимые сигналы для всех систем манипулятора. Блок управления манипулятором (S21121) обладает информационными свойствами. Принимает управляющие сигналы от блока обработки информации, с помощью кинематических моделей анализирует положение манипулятора в пространстве и управляет им, передавая информацию на модули управления приводами.
Модули управления приводами (S2121) обладают информационными свойствами. Представляют собой драйвера управления приводами манипулятора. Формируют для них управляющие сигналы, преобразуя информацию, принятую от блока управления манипуляторами.
Приводы (S2122) обладают энергетическими свойствами. Они перемещают звенья манипулятора, руководствуясь информацией, полученной от модуля управления и обеспечивая силовое взаимодействие инструмента с биообъектом.
Силовой датчик (S2123) обладает информационными свойствами. Установленный на оконечном звене манипулятора, преобразует силу сопротивления продвижению инструмента в электрический сигнал. Данный сигнал передаётся на блок обработки информации для отображения силы сопротивления продвижению на дисплее. В случае близости силы к порогу травматизации сосудистой стенки блок обработки информации генерирует сигнал превышения усилия, направляемый на динамики для оповещения хирурга и блок управления манипулятором для остановки движения приводов в прежнем направлении.
Система охрупчивания (S221) обладает энергетическими свойствами.
Генерирует физическое воздействие для уменьшения пластичности атеросклеротической бляшки в рамках комбинированного метода воздействия. Роль системы охрупчивания могут играть различные системы, более подробно описанные в третьей главе диссертации.
Генератор ультразвуковых колебаний (S2221) обладает энергетическими свойствами. Генерирует электромагнитные колебания ультразвуковой частоты, которые передаются для преобразования на акустический узел.
Акустический узел (S2222) обладает энергетическими свойствами. Благодаря обратному пьезоэлектрическому эффекту преобразует электрическую энергию, получаемую от генератора в механическую энергию ультразвуковых колебаний. Также передаёт эту энергию к ультразвуковому инструменту. Незначительно усиливает амплитуду ультразвуковых колебаний.
Ультразвуковой инструмент (S2223) обладает энергетическими свойствами. Значительно усиливает амплитуду ультразвуковых колебаний. Проводит энергию ультразвуковых колебаний по гибкой проводниковой части внутри катетера до места воздействия. Осуществляет удаление охрупченной ткани в рамках комбинированного метода воздействия.
Система охрупчивания
Для реализации комбинированного воздействия необходимы следующие системы:
- система охрупчивания, позволяющая получить на поверхности фиброзной крышки равномерный карбонизированный слой, толщиной не более 100 мкм.
- система диспергирования, обеспечивающая амплитуду колебаний рабочего окончания хирургического инструменты более 10 мкм.
- система фильтрации, обеспечивающая удаление продуктов обработки без риска эмболизации сосудов.
В [216] предложены различные методы предварительного воздействия для перевода ткани в охрупченное состояние в рамках комбинированного воздействия, в том числе лазерный, криогенный и током высокой частоты. Схема применения комбинированного воздействия с использованием данных методов предобработки представлена на Рисунке 3.24.
В описанном в [109] экспериментальном исследовании комбинированного воздействия осуществлялось применение различных методов для обеспечения охрупчивания ткани. В качестве биообъекта на первом этапе для отработки методики использовалось корковое вещество почки барана, а на втором, для исследования, - атеросклеротическая бляшка человека. Были сформированы 5 групп по 3 образца. Образцы почки подвергались предварительной лазерной или криогенной обработке, образцы бляшки - предварительной обработке током высокой частоты и лазером. Параметры исследованных методов представлены в Таблице 15.
В результате предварительной обработки был получен тонкий поверхностный слой карбонизированной (для лазера и токов высокой частоты) или некротической (для криогенной предобработки) ткани.
При предварительной лазерной обработке образцов был получен тонкий поверхностный слой обугленной ткани. При предобработке током высокой частоты с помощью аппарата для радиочастотной абляции карбонизация происходила точечно в поверхностном слое образца. Внешний вид образцов почки барана и атеросклеротической бляшки на различных этапах комбинированного воздействия представлен на Рисунках 3.25-3.26.
После предобработки образцы тканей были подвергнуты ультразвуковой гидро- или контактной обработке, целью которой было полное удаление охрупченного слоя. Амплитуда колебаний рабочего окончания составляла 25 мкм, что, согласно модели, должно гарантированно обеспечить разрушение карбонизированной ткани при контактном методе обработки.
Полученные образцы исследовались визуально и гистологически. Изображения гистологических препаратов образцов, подвергшихся различным типам обработки представлены на Рисунке 3.28.
В результате гистологического исследования полученных образцов было выделено следующее. В случае карбонизации ткани (при предобработке током высокой частоты или лазером) полученный карбонизированный слой отделялся без повреждения подлежащих клеток. В то время как для получения некротического слоя при стекловании ткани (предобработка жидким азотом) подлежащие клетки были повреждены. Также в случае ультразвуковой гидрообработки образцов наблюдалось разволокнение подлежащих клеточных структур.
Результаты визуального осмотра и гистологических исследований всех групп, представленные в работе [109], приведены в Таблице 16.
Первичный анализ полученных результатов дает основание полагать, что комбинированный метод ультразвуковой обработки биотканей осуществим с применением всех методов предварительной обработки: СО2 лазера, криогенного и радиочастотного воздействия.
Гистологически методы ультразвуковой контактной и гидрообработки показали положительные результаты удаления карбонизированного слоя. Однако гидрообработка была причиной вакуолизации подлежащих тканей, что в дальнейшем может стать причиной некроза. В тоже время контактная обработка проходила быстрее и давала лучший результат удаления карбонизированной ткани.
В ходе исследований было определено, что криогенное воздействие осуществляло охрупчивание необходимого объёма ткани только при времени контакта более 7 секунд. В условиях in vivo данное время будет выше из-за теплообмена с остальной стенкой сосуда, кровью или физраствором. Повышение времени контакта с низкотемпературным инструментом может приводить к излишнему переохлаждению окружающих тканей, что в дальнейшем может стать причиной их некроза. При использовании систем, использующих жидкий азот для охлаждения рабочего окончания воздействующей системы и осуществлении контактного криогенного воздействия, велика вероятность прилипания инструмента к стенке сосуда. Использование гибких систем для доставки жидкого азота к месту воздействия также представляет технологическую сложность.
При воздействии током высокой частоты производилось неоднородное точечное охрупчивание, в зоне контакта электрода и биоткани. Происходило выпаривание воды из тканей, окружающих охрупченную зону, что в дальнейшем снижает вероятность их охрупчивания.
При лазерном воздействии тонкий поверхностный слой карбонизированной ткани был однородным по всей площади обработки. Это позволило равномерно удалить ткань при дальнейшей ультразвуковой обработке. В ангиохирургии лазерные системы используются с 1980-х годов [9]. В связи с этим доставка лазерного излучения к месту воздействия является самой проработанной из методов охрупчивания с точки зрения техники её реализации.
Таким образом, в результате анализа различных методов охрупчивания в качестве наилучшего был выбран лазерный метод.
С точки зрения скорости роста кратера и удельной энергии испарения ткани, характеризующих эффективность лазерного воздействия на ткань, ключевым параметром будет являться длина волны лазерного излучения [9]. Для подбора необходимого типа лазера был проведён обзор существующих лазеров, используемых в различных областях (Таблицы 17,18).
Для наилучшего поглощения лазерного излучения непосредственно фиброатероматозной бляшкой при наименьшей травматизации здоровой сосудистой стенки необходимо осуществить выбор лазера, исходя из спектров их поглощения.
Изучение спектра поглощения в фиолетовой и ультрафиолетовой области области (200-440 нм) показало [9], что в этом диапазоне коэффициент поглощения стенки сосуда, поражённой атеросклерозом, ниже, чем у сосуда без патологии, так как структура патологически изменённой сосудистой стенки более плотная, нежели у здорового. В связи с этим в обзор включались статьи, изучающие поглощение излучения в диапазоне 440-2500 нм.
В статьях, посвящённых определению спектров поглощения, полученные данные приводятся не в численном виде, а в виде графиков. Для определения численных значений в каждой точке спектры из статей были оцифрованы с использованием пакета программ Matlab.
В ходе анализа найденных исследований была обнаружена несогласованность итоговых результатов, связанная с отсутствием систематизации и единого подхода к искомым характеристикам. Это выражено в наличии большого количества различных параметров, в разной степени связанных с поглощением излучения тканью, однако не взаимосвязанных. Параметры, используемые в зарубежной литературе, представлены в Таблице 19 [142, 145, 157, 33].
Моделирование системы диспергирования
На основании полученных данных создавалась начальная упрощённая модель УЗКС. На данном этапе были введены следующие допущения:
- резьбовые соединения заменяются простым стыком поверхностей;
- не учитывается влияние параллельных элементов;
- не учитывается наличие мелких элементов (пазов, скруглений);
- рабочее окончание УЗКС представляется в виде пассивной насадки; Неизвестные геометрические параметры полученной модели (Рисунок 5.9) определялись в ходе предварительного расчёта в пакете программ Matlab.
В рамках расчёта были введены допущения, обусловленные аналитической методикой, представленной в [35]:
- волновод прямолинеен – линия, проходящая через центры тяжести всех поперечны сечений – прямая (исключая сверлоподобные варианты);
- поверхности, проходящие через главные центральные оси всех сечений, плоскости;
- материал волновода линейно-упругий;
- амплитуда колебаний мала;
- гипотеза Бернулли справедлива.
Расчёт производился поэтапно для каждой части УЗКС. При расчёте учитывалось, что для получения максимальной амплитуды на резонансе двухполуволновой системы необходимо, чтобы резонансная частота преобразователя была выше, а волновода - ниже резонансной частоты системы [23]. На последнем этапе происходило совмещение рассчитанных частей и проверка полученных значений путём расчёта всей УЗКС целиком.
По результатам предварительного расчёта была создана 3D-модель УЗКС посредством систем автоматизированного проектирования, таких как «Компас-3D», «AutoCad» и других. На данном этапе производилась детализация геометрии частей УЗКС, включающая хвостовики, пазы, скругления, рабочее окончание и прочее (Рисунок 5.10).
Производился расчёт резонансной частоты полученной 3D-модели УЗКС методом конечных элементов. При выполнении расчётов были введены следующие допущения:
- не учитывается влияние предварительного сжатия керамики на параметры УЗКС;
- резьбовые соединения заменяются неразъёмными;
- не учитываются участки подведения напряжения к электродам ЭАП.
Данные допущения снижают точность расчёта, однако погрешность определения параметров составляет не более 4 %, что удовлетворяет практическому применению [162].
В данной диссертационной работе расчёт проводился в пакете программ Ansys в двух режимах анализа. В рамках модального анализа определялась собственная частота УЗКС для различных типов колебаний (Рисунок 5.11). Рассчитанная длина проводниковой части инструмента составила 556 мм.
Расчёт методом конечных элементов также, как и предварительный расчёт, проводился для различных частей УЗКС отдельно, а в заключении совместно для всей системы. При отклонении получившихся параметров от требуемых вносились корректировки в 3Б-модель системы и расчёт повторялся. Результатом этого этапа служит УЗКС, соответствующая требуемым параметрам.
Завершающими частями 3 этапа создания БТС являлась разработка конструкторской и программной документации и изготовление опытного образца.
В ходе выбора материалов для изготовления УЗКС при сопоставлении коэффициентов потерь было определено [32], что наибольшие потери наблюдаются в коррозионно-стойких сталях, в то время как наименьшие - в титановых сплавах. С целью минимизации диссипации ультразвуковых колебаний в волноводах-концентраторах для создания макетов ультразвуковых колебательных систем целесообразно использовать высокодобротный алюминий [211] (добротность - 50 000) из-за простоты обработки, схожими с титановыми сплавами акустическими характеристиками и экономической выгоды. Для создания конечных медицинских изделий, вследствие необходимости высокой усталостной прочности, коррозионной стойкости и устойчивости к регулярной дезинфекции и стерилизации - титановые сплавы (добротность - 24 000).
Для обеспечения стерилизации или замены инструмент соединялся с концентратором с помощью резьбового соединения. В этом случае для снижения риска возникновения паразитных изгибных колебаний важно не допустить перекос и несоосность системы выше 0,1 мм [18].
Для снижения потерь мощности в колебательной системе необходимо обеспечить хороший акустический контакт в месте соединения инструмента с концентратором. Контактные поверхности деталей должны быть шлифованы с чистотой не ниже v8 или притерты. Внешние поверхности с чистотой не ниже v 6, а рабочей части - не ниже v 7 [18]. Конструкция резьбового соединения инструмента с концентратором посредством резьбовой шпильки позволяет этого достигнуть. В то же время при наличии резьбового хвостовика у инструмента эту операцию выполнить технологически сложно. Однако использование шпильки для соединения узла и инструмента повышает потерю энергии в резьбах, так как используется две резьбы вместо одной. К тому же технологически более сложно с высокой точностью обеспечить соосность системы «узел-шпилька-инструмент», чем системы «узел-инструмент», что также приводит к потерям энергии. Учитывая это, было принято решение изготовить инструмент с резьбовым хвостовиком и соединить его с узлом без использования шпильки. Резьбу на хвостовике инструмента необходимо занижать на 0,2 - 0,3 мм, чтобы при свертывании обеспечить плотное прилегание торцов концентратора и инструмента [18]. На резьбовом хвостовике не должно быть проточек под выход резьбы, так как они являются концентраторами напряжений и могут стать причиной поломки. Для обеспечения плотного прилегания резьбовое отверстие концентратора зенковалось под сбег резьбы хвостовика инструмента. Для обеспечения надёжного соединения длина резьбы хвостовика должна быть не менее полутора диаметров.
Изменение свойств материала проводниковой части волновода инструмента для усиления колебаний может создаваться несколькими способами.
1) Сварка (пайка) двух различных металлов одинакового сечения [105, 23].
Данный способ имеет ряд недостатков. Во-первых, многие материалы, используемые в волноводах, плохо поддаются сварке и пайке, что усложняет технологический процесс изготовления. Во-вторых, место сварки (пайки) имеет свойства, отличающиеся от окружающего его материала, и, так как при больших амплитудах колебаний любые неоднородности становятся концентраторами напряжений, может стать причиной разрушения волновода.
2) Использование аддитивного метода с непрерывным изменением состава материала.
Данный метод технологически сложен в реализации и описания его применения для изготовления длинных тонких изделий с изменяющимися свойствами отсутствуют [84].
3) Управляемое изменение свойств из начально однородного материала при постоянном составе.
Технология изготовления волноводов данным способом ещё не отработана, однако имеет ряд преимуществ. Основное достоинство состоит в возможности изготовления инструмента любой требуемой формы, так как формирование градиента механических свойств производится после изготовления заготовки из однородного материала. Добиться такого результата возможно при применении термообработки изделия. В ходе неё плотность материала меняется незначительно, в отличие от скорости звука в материале.
В результате проведённого аналитического обзора были систематизированы данные по изменению скорости звука в зависимости от термообработки (Таблица 24) [202, 42, 46, 47, 48, 49, 50, 51, 52, 53, 54, 55, 56, 58, 64, 78, 79, 98].