韓 露，劉金龍，王 偉，張海波，楊 明，俞曉青

·基礎(chǔ)研究·

碟形離心式血泵研制的設(shè)計與仿真評估

韓 露，劉金龍，王 偉，張海波，楊 明，俞曉青

目的研制能夠應用于兒童心衰患者的離心式血泵，利用單支點磁懸浮的碟形設(shè)計解決血泵研制中關(guān)鍵的溶血和血栓問題，降低泵的預充量。方法利用計算機輔助設(shè)計（CAD）實現(xiàn)泵體和葉輪的三維設(shè)計，并利用計算機流體仿真（CFD）計算泵的水力性能和效率，根據(jù)泵內(nèi)剪切力分布判斷血泵的溶血情況。結(jié)果根據(jù)血泵0～6 L／min，2 500～4 500 rpm下各個工況的仿真結(jié)果繪制出流量-壓力-轉(zhuǎn)速曲線顯示，根據(jù)CFD仿真結(jié)果顯示泵內(nèi)壓力分布較好，泵內(nèi)流線無阻礙，無分流和滯留區(qū)。結(jié)論所設(shè)計的碟形血泵具有良好的水力性能和效率，抗溶血和凝血表現(xiàn)較好。

離心式血泵，計算機輔助設(shè)計，計算機流體仿真，血液動力學

隨著醫(yī)療水平的提高，心臟外科手術(shù)數(shù)量不斷增加，嬰幼兒先天性心臟病的發(fā)病數(shù)量和檢出數(shù)量都在不斷增加，兒童先天性心臟病的手術(shù)年齡也越來越小。根據(jù)統(tǒng)計資料顯示，心臟手術(shù)以后有部分患者（0.6%～2%）因心功能受損嚴重，即使在藥物支持下仍不能維持機體最低要求。這部分患者不得不采用輔助循環(huán)設(shè)備暫時支持心臟功能，維持生命，等待心功能恢復。其中部分患者還需要使用機械循環(huán)輔助設(shè)備替代心臟功能［1-5］。輔助循環(huán)設(shè)備的核心——心泵，至今沒有成熟的國內(nèi)產(chǎn)品。本文針對國內(nèi)兒童心泵研制的不足，開展能夠應用于兒童心衰患者的離心式血泵的研制，在前期單支點磁懸浮的設(shè)計基礎(chǔ)上，改進了葉輪的設(shè)計，采用碟形結(jié)構(gòu)解決血泵研制中關(guān)鍵的溶血和血栓問題，降低泵的預充量，滿足嬰幼兒心衰患者心室輔助循環(huán)的臨床需要。

1 材料與方法

1.1 CAD設(shè)計 根據(jù)兒童心室輔助的臨床需求，本設(shè)計目標的額定工作點選擇后負荷100 mm Hg下5L／min。工作范圍設(shè)為：流量0～6 L／min，后負荷壓力50～180 mm Hg。采用3D-CAD軟件Soildworks實現(xiàn)血泵的計算機輔助設(shè)計。血泵的設(shè)計參數(shù)和工作條件見表1，結(jié)構(gòu)見圖1。

表1 血泵的設(shè)計參數(shù)和工作條件

圖1 血泵結(jié)構(gòu)三維設(shè)計圖

1.2 CFD仿真

1.2.1 控制方程 由于血液為不可壓縮流體，本研究采用以下方程描述其質(zhì)量守恒和動量守恒。

式中ρ：液體密度，u是速度矢量，p是壓力，μ是動力黏度，t為時間。工作流體是血液，忽略血液中的懸浮物質(zhì)，設(shè)定其為不可壓的牛頓流體，其密度為ρ＝1 056 kg／m3，動力黏度為μ＝3.5×10-3Pa s。

本研究采用標準模型模擬泵內(nèi)三維流體特征，同其它類似研究相同［6-10］。該模型是基于求解湍動能和湍流消散率的二等式渦流黏度模型，其定義如下：

1.2.2 水力效率 根據(jù)每個仿真的工況的結(jié)果，泵的水力效率計算如下：

η為泵的水利效率，˙m為泵的流量，P2為泵的出口處的總壓力，P1為泵的入口處的總壓力，M為機械力矩，ω為旋轉(zhuǎn)角速度。

1.2.3 網(wǎng)格劃分 生成CFD計算網(wǎng)格是將血泵內(nèi)連續(xù)的流體數(shù)值化，以求解流體的流動情況。本研究采用網(wǎng)格生成軟件ANSYS?-ICEM 12.0劃分模型網(wǎng)格，由于計算區(qū)域的結(jié)構(gòu)不規(guī)則且含有很多曲面復雜形狀，故采用更廣適應范圍的完全非結(jié)構(gòu)的四面體網(wǎng)格單元（TGrid）。圖2顯示個泵體和葉輪各部分網(wǎng)格劃分的情況。整個流場網(wǎng)格數(shù)量為4 335 668個單元（TE）和782 132個節(jié)點（TN），網(wǎng)格生成工作站為64位Windows 7操作系統(tǒng)，雙核Intel（R）Xeon 3.46 GHz處理器，24.0 GB內(nèi)存，網(wǎng)格質(zhì)量較好，滿足高精度計算要求。

圖2 生成網(wǎng)格

1.2.4 邊界條件為使流體的邊界層能夠充分發(fā)展，將泵入口區(qū)域管長度延伸20倍。將出口處管長延伸40倍，并假設(shè)遠端出口壓力為0。靜壁面采用無滑移邊界條件，靜壁面附近流體速度近似為0，并在靜壁面和旋轉(zhuǎn)面之間插入兩個接口界面（如圖2所示）。將泵體外殼作為絕對參考系，葉輪旋轉(zhuǎn)區(qū)域作為旋轉(zhuǎn)動坐標系。葉輪按順時針方向旋轉(zhuǎn)，為每個仿真的工況指定入口流量和葉輪轉(zhuǎn)速作為邊界條件。

1.2.5 計算采用商業(yè)CFD軟件ANSYS?-FLUENT 12.0計算泵內(nèi)穩(wěn)流情況，選用SIMPLE算法的壓力-速度耦合方式，隱式分離式求解器（implicit segregated solver），以欠松弛方式求解迭代過程，欠松弛因子設(shè)置為：壓力0.3，體積力1.0，密度1.0，動量0.7。求解器對殘差收斂控制在10-5，運算中監(jiān)控流體的x、y、z殘差曲線進行以及連續(xù)性參數(shù)，最終計算均收斂。

2 結(jié) 果

2.1 壓力-流量曲線 根據(jù)仿真計算的結(jié)果分別繪制了轉(zhuǎn)速在2 500 rpm，3 000 rpm，3 500 rpm，4 000 rpm和4 500 rpm的壓力-流量曲線（如圖3），圖中每個點對應給定轉(zhuǎn)速、流量下的一種穩(wěn)態(tài)工況，在設(shè)計的額定工作點5 L／min流量、100 mm Hg下，泵的轉(zhuǎn)速約為3 000 rpm，見圖3。

圖3 壓力-流量曲線

2.2 泵的水力效率曲線 見圖4，由圖中可以看出，泵的最佳效率點出現(xiàn)在5 L／min流量狀態(tài)下，在流量5 L／min，轉(zhuǎn)速3 000 rpm額定工況下泵的效率約為24%，達到泵的效率最高點，即泵的最佳效率為24%。

在額定工況流量5 L／min、轉(zhuǎn)速3 000 rpm下泵的壓力分布情況如圖5所示。泵的入口處為低壓區(qū)，葉輪的轉(zhuǎn)動提升了泵內(nèi)的動壓，并最終轉(zhuǎn)化為出口處壓力的提升。根據(jù)圖5可以看出，碟形葉輪區(qū)域的壓力分布較好，相對高壓區(qū)僅出現(xiàn)在葉輪中央尖端；出口處的壓力分布平衡，無湍流或返流現(xiàn)象發(fā)生。

穩(wěn)態(tài)工作下血泵內(nèi)部的速度矢量分布如圖6顯示。由于葉輪中心無頂蓋處直接存在相對高速的區(qū)域，流體進入泵內(nèi)后，將會在這個區(qū)域產(chǎn)生一定的返流，這將增加流體滯留泵內(nèi)的時間；但在葉片區(qū)域內(nèi)沒有分流和渦流形成。

圖4 水力效率曲線

圖5 壓力分布

圖6 速度矢量分布

2.3 額定工況下葉輪的剪切力分布 見圖7。由圖中可以看出，相對高的剪切力區(qū)域出現(xiàn)在葉輪中心無頂蓋處，這與速度矢量分布的結(jié)果一致，說明此處存在速度高的高剪切力區(qū)域，此區(qū)域表面剪切力大約在100～300 Pa之間。葉片區(qū)域剪切力較低并且有一定連續(xù)性，整個葉片表面的剪切力最大值在100 Pa以下。

2.4 穩(wěn)態(tài)工作下泵內(nèi)的流線情況 見圖8。由圖中可以看出，碟形葉輪的葉片部分流線均勻，無渦流和分流形成；但是泵殼上部與葉輪頂蓋之間的流線尚不能滿足設(shè)計需求，提示兩者之間的間隙需要改進。葉輪外緣的流道區(qū)域流線分布尚不均勻，出口遠端的流線明顯少于近端，提示流體進入泵內(nèi)后，部分流體沒有經(jīng)過葉輪的充分提速，這將影響泵的效率。

圖7 葉輪剪切力分布

圖8 泵內(nèi)流線分布

3 討 論

心血管疾病位居人類死亡原因的首位，各種心臟疾病引起的心功能衰竭已嚴重危害人們的生命健康。由于部分心功能衰竭患者對藥物治療效果不敏感，因此需要采用心臟輔助循環(huán)設(shè)備暫時支持心臟功能，維持生命，等待心功能恢復。有些嚴重心衰患者甚至需要使用長期心臟輔助循環(huán)設(shè)備替代心臟功能。為此，美國、日本和歐洲等國家多年來一直進行心臟輔助循環(huán)設(shè)備的研發(fā)。心臟輔助循環(huán)設(shè)備的核心和研發(fā)重點是血泵，又名人工心臟。近十余年來，國際上在成人心臟輔助設(shè)備方面已經(jīng)取得了巨大的進展，目前已有數(shù)種血泵在臨床上進行輔助循環(huán)治療。但是這些設(shè)備價格昂貴，短期內(nèi)難以在國內(nèi)推廣使用。而國內(nèi)輔助循環(huán)設(shè)備的研發(fā)雖已起步，但仍處于初級階段［11］，尚無產(chǎn)品成功應用于臨床，因此，筆者開展懸浮式離心血泵的研究，希望研制出能在國內(nèi)推廣使用的離心式血泵。

以前的研究方法是采用傳統(tǒng)的加工和試驗驗證血泵的效果，研發(fā)周期長，成本高。現(xiàn)在利用CFD和CAD技術(shù)相結(jié)合，可以方便地更改血泵參數(shù)進行優(yōu)化，無需原型機的制造，明顯減少了血泵的研發(fā)費用和研究周期。

本研究仿真結(jié)果顯示，所設(shè)計的碟形血泵最佳效率為24%。血泵的最佳效率一般在30%以內(nèi)，可見本設(shè)計基本達到要求，但泵內(nèi)流線分布圖提示對部分血液尚未充分提速，因此，在后續(xù)的研究中，筆者將改進泵的設(shè)計，進一步提高血泵的效率。碟形葉輪區(qū)域的壓力分布較好，相對高壓區(qū)僅出現(xiàn)在葉輪中央尖端，由此可見，如將泵的入口處改為喇叭形，可減少中央尖端的壓力。出口處的壓力分布平衡，無湍流或返流現(xiàn)象發(fā)生。根據(jù)血泵對紅細胞的破壞程度在100～1 000 Pa是剪切應力和暴露時間的函數(shù)［12-13］，筆者所設(shè)計的血泵的剪切力在100～300 Pa這個范圍內(nèi)雖然不會立即產(chǎn)生溶血，但可能累積血細胞的破壞，即泵的長時間工作有導致溶血發(fā)生的可能。此處的設(shè)計剪切力的控制尚未達到設(shè)計要求，是下一步改進的重點之一。葉片區(qū)域剪切力最大值在100 Pa以下，溶血控制良好，說明碟形葉輪設(shè)計達到溶血性能的要求。

4 結(jié) 論

本課題針對小兒先天性心臟病心力衰竭患者的臨床需求開展適用于兒童的離心式血泵，在前期研究單支點血泵的基礎(chǔ)上［14］，改進了葉輪設(shè)計，采用碟形結(jié)構(gòu)改善泵的溶血性能。CFD分析表明筆者設(shè)計的小兒碟形離心式血泵具有較好的表現(xiàn)，葉輪壓力分布較為均勻，葉輪剪切力均在溶血性能可控范圍內(nèi)，該設(shè)計方案可行，但是碟形葉輪中央?yún)^(qū)域的設(shè)計和流道間隙還需要進一步優(yōu)化。

［1］Legendre D，Antunes P，Bock E，et al.Computational fluid dynamics investigation of a centrifugal blood pump［J］.Artif Organs，2008，32（4）：342-348.

［2］Duncan BW，Dudzinski DT，Noecker AM，et al.The pedipump：development status of a new pediatric ventricular assist device［J］.ASAIO J，2005，51（5），536-539.

［3］Wearden PD，Morell VO，Keller BB，et al.The PediaFlow pediatric ventricular assist device［J］.Semin Thorac Cardiovasc Surg Pediatr Card Surg Annu，2006，92-98.

［4］Litwak P，Butler KC，Thomas DC，et al.Development and initial testing of a pediatric centrifugal blood pump［J］.Ann Thorac Surg，1996，61（1）：448-451.

［5］Weiss WJ.Pulsatile pediatric ventricular assist devices［J］.ASAIO J，2005，51（5），540-545.

［6］Allaire PE，Wood HG，Awad RS，et al.Blood flow in a continuous flow ventricular assist device［J］.Artif Organs，1999，23（8），769-773.

［7］Anderson J，Wood HG，Allaire PE，et al.Numerical analysis of blood flow in the clearance regions of a continuous flow artificial heart pump［J］.Artif Organs，2000，24（6），492-500.

［8］Anderson JB，Wood HG，Allaire PE，et al，Numerical studies of blood shear and washing in a continuous flow ventricular assist device［J］.ASAIO J，2000，46（4）：486-494.

［9］Miyazoe Y，Sawairi T，Ito K，et al.Computational fluid dynamics to establish the design process of a centrifugal blood pump： Second report［J］.Artif Organs，1999，23（8），762-768.

［10］Song X，Wood HG，Olsen D.Computational Fluid Dynamics（CFD）study of the 4th generation prototype of a continuous flow Ventricular Assist Device（VAD）［J］.J Biomech Eng，2004，126（2），180-187.

［11］李海洋，吳廣輝，藺嫦燕，等.心室輔助裝置部分輔助對羊心臟血流動力學的影響［J］.中國體外循環(huán)雜志，2013，11（2）：103-106.

［12］Yeleswarapu KK，Antaki JF，Kameneva MV，et al.A mathematical model for shear-induced hemolysis［J］.Artif Organs，1995，19（7），576-582.

［13］Paul R，Apel J，Klaus S，et al.Shear stress related blood damage in laminar couette flow［J］.Artif Organs，2003，27（6）：517-529.

［14］王偉，丁文祥，俞曉青.自制軸流泵葉輪設(shè)計初探［J］.中國體外循環(huán)雜志，2003，1（1）：50-53.

The design and evaluation of a disk type centrifugal blood pump

Han Lu，Liu Jin-long，Wang Wei，Zhang Hai-bo，Yang Ming，Yu Xiao-qing
The Institute of Translational Medicine，The Department of Pediatric Thoracic and Cardiovascular Surgery，Shanghai Children＇s Medical Center，Shanghai Jiao Tong University，School of Medicine，Shanghai 200127，China

Wang Wei，Email：wangweicpb＠yahoo.com

ObjectiveThe objective of this study is to evaluate the self-designed centrifugal blood pump.In this design，a disk of impeller was developed to decrease the hemolysis and thrombosis.MethodsA suspended impeller with a single supporting point bearing to provide a blood flow was designed by computer-aided design（CAD）and a computational fluid dynamics（CFD）software was employed for the development and quantitative evaluation of the fluid dynamic performance.The pressure-flow curves，the hydraulic efficiencies and the wall shear stress of the blades were calculated.In addition，the flow through the hydrodynamic bearing at the center of the disked impeller and the effects of bearing clearance on shear stress were also investigated.ResultsAccording to the requirement that the pump have 0～6 L／min output with 2500～4500 rpm，thirty working conditions were mimicked.It was found that a reasonable pressure distribution was maintained and an unobstructed blood flow path without secondary flow and stagnated flow regions were achieved.ConclusionThe design of the disked impeller generates a relatively efficient flow patterns in the blade passage.With the improvement of the hemolytic performance，the characteristic of hemolysis and thrombosis was acceptable.

Centrifugal blood pump；Computer-aided design；Computational fluid dynamics；Hemodynamics

R654.1

A

1672-1403（2013）03-0182-05

2013-07-16）

2013-07-16）

200127上海，上海交通大學醫(yī)學院附屬上海兒童醫(yī)學中心轉(zhuǎn)化醫(yī)學研究所（韓 露、王 偉），小兒心胸外科（劉金龍、王 偉、張海波、俞曉青）；上海交通大學儀器科學和工程學院（楊 明）

王偉，Email：wangweicpb＠yahoo.com