劉京京 葛 斌 陸 通 魏凌軒 張 磊 董驕陽

(上海理工大學(xué)醫(yī)療器械與食品學(xué)院，上海 200093)

引言

體外膜肺氧合(extracorporeal membrane oxygenation, ECMO)在1972年首次成功治愈一例急性呼吸窘迫綜合征(acute respiratory distress syndrome， ARDS)患者，在這之后的40多年里，ECMO經(jīng)歷了兩次重要革新，期間在1990年成為新生兒和兒童心肺疾病的標(biāo)準(zhǔn)護(hù)理方法，并將在未來10年向第三代ECMO快速發(fā)展[1]。另外，目前針對在器官移植過程中離體器官的灌注也被大量研究。血泵作為上述兩類器械的核心組件之一，在離體器官的灌注過程中，以及在ECMO被用于心臟手術(shù)或治療ARDS中，起到提供血液驅(qū)動力以完成體外循環(huán)的關(guān)鍵作用。

目前應(yīng)用的血泵主要有滾壓泵和離心泵兩種。從早期的體外循環(huán)(cardiopulmonary bypass, CPB)至今，由于良好的搏動血流和相對低廉的成本，滾壓泵在不斷改進(jìn)中已有超過60年的使用歷史；但在其運行過程中，泵頭對泵管產(chǎn)生極高的壓力，從而血液創(chuàng)傷較高，進(jìn)而對腎臟及其他機能造成損傷[2-4]。對血液破壞更小的離心泵目前應(yīng)用更為廣泛，針對兒童或成人患者均表現(xiàn)出更好的治療效果[5-6]。但其泵頭高速運轉(zhuǎn)時產(chǎn)生負(fù)壓從而發(fā)生溶血，另外其恒壓輸出易導(dǎo)致血管和其他器官的形態(tài)學(xué)改變和出血，針對離心泵搏動性控制的研究目前尚在探索[7-8]。因此，結(jié)合磁耦合和機械傳動一體的新型驅(qū)動模式也在血泵領(lǐng)域有所探索[9]，若能研制出兼?zhèn)湟陨蟽?yōu)點的新型血泵，將有利于進(jìn)一步推進(jìn)離體器官灌注和ECMO的普及和發(fā)展。

根據(jù)電磁學(xué)原理,本研究提出了一種利用直流螺線管實現(xiàn)永磁體往復(fù)直線運動的方法，繼而結(jié)合容積控制原理設(shè)計了一種新型血泵——直流電磁驅(qū)動搏動式血泵。該血泵的設(shè)計目標(biāo)為：首先在器官移植過程中，對離體器官的灌注和心肺手術(shù)過程中的短期輔助體外循環(huán)持續(xù)優(yōu)化設(shè)計，最終替代目前ECMO中的血泵，實現(xiàn)長期體外循環(huán)輔助。在設(shè)計過程中，通過數(shù)值模擬設(shè)計了一種內(nèi)部趨于勻強磁場的補償螺線管結(jié)構(gòu)作為血泵驅(qū)動結(jié)構(gòu)，并針對常見的電磁感應(yīng)發(fā)熱問題進(jìn)行了理論和實驗驗證，最后制作了血泵樣機，并通過搭建加速度實驗臺和流量實驗臺，分別對血泵樣機進(jìn)行了性能指標(biāo)的測試，證明了該血泵性能滿足設(shè)計要求，滿足離體器官灌注和體外循環(huán)短期輔助臨床的要求。

1 設(shè)計與實驗方法

1.1 驅(qū)動原理及方法

根據(jù)電磁學(xué)原理，將漆包線密繞在塑料制中心管上而制成的有限長螺線管水平放置，接入直流電流，此時若永磁體磁極方向與感應(yīng)磁場方向一致，且永磁體端面在螺線管端面磁場的磁力有效范圍內(nèi)，則置于螺線管任意一個端面處的軸向磁化圓柱形永磁體(以虛線表示)將在不平衡的磁力作用下運動至螺線管中心，如圖1所示。

圖1 永磁體在通電有限長螺線管內(nèi)部運動Fig.1 The schematic diagram of movement of a magnet inside a finite solenoid with current

根據(jù)圖1所述原理，無需改變螺線管接入的直流電流方向，便可實現(xiàn)永磁體的往復(fù)直線運動。將多個螺線管排列密繞在中心管的圓柱外表面上，每個螺線管的長度和旋向相同；使每個螺線管長度均等于永磁體的寬度，根據(jù)通電螺線管的外部磁場特性，在依次對相鄰螺線管接入相同方向的直流電流并斷開當(dāng)前螺線管電源時，永磁體便會依次運動至在相鄰螺線管中間位置。

利用此方法，只需對每個螺線管接入直流電流的時機及時長進(jìn)行控制，便可實現(xiàn)永磁體的往復(fù)直線運動——當(dāng)永磁體的中心橫截面首次運動至螺線管內(nèi)某個位置的同時(該位置不超過螺線管的中心橫截面)，使運動方向上相鄰螺線管接入直流電流并斷開當(dāng)前螺線管電源，實現(xiàn)了永磁體的往復(fù)直線運動。另外，對每個螺線管接入直流電流的大小和變化進(jìn)行控制，便可控制永磁體的運動參數(shù)的變化(如速度、加速度)。

1.2 血泵結(jié)構(gòu)設(shè)計

1.2.1泵體材料及結(jié)構(gòu)設(shè)計

結(jié)合容積控制原理以及上面所述永磁體的往復(fù)直線運動的實現(xiàn)方法，直流電磁驅(qū)動搏動式血泵結(jié)構(gòu)如圖2所示。

圖2 血泵結(jié)構(gòu)及運動示意(1—殼體；2—彈性薄膜；3—血液；4—動子；5—補償螺線管；6—中心管；實體箭頭—動子運動方向；空心箭頭—血液流動方向)。(a)向左側(cè)運動；(b)向右側(cè)運動。Fig.2 The diagram of the structure of blood pump body and the movement (1-housing, 2-elastic film, 3-blood, 4-mover, 5-solenoids with compensation coils, 6-central tube, solid arrow-motion direction of mover, and hollow arrow-motion direction of blood). (a) The diagram of movement towards left; (b) The diagram of movement towards right

其中，中心管為薄壁結(jié)構(gòu)，材料為醫(yī)用硬質(zhì)塑料；永磁體和兩側(cè)密封液囊組成動子，液囊中充有生理鹽水，使動子運動過程中與血液為柔性接觸；動子的直徑與中心管內(nèi)徑相同，采用高精度間隙配合，即兩者間隙極小，這樣既保證了動子運動過程中與中心管的高同軸度，又保證充分潤滑條件下兩者之間摩擦力較?。谎脙蓚?cè)殼體由醫(yī)用硬質(zhì)塑料制成，每側(cè)各有一個入口和出口，分別是由單向閥控制以防止血液倒流；動子兩側(cè)分別由材料延伸率達(dá)到300%的彈性薄膜及殼體組成的左右兩個彼此密封的腔體，薄膜與中心管內(nèi)壁之間充分潤滑，腔體內(nèi)均預(yù)充滿血液，在直流電磁驅(qū)動下動子由右側(cè)向左側(cè)運動，則左側(cè)的彈性薄膜被壓縮使左側(cè)腔體體積減小，血液經(jīng)出口流出，而右側(cè)的彈性薄膜被拉伸使右側(cè)腔體體積增大，血液由外部儲血裝置經(jīng)入口流入，反之亦然，實現(xiàn)搏動式泵血。

上述結(jié)構(gòu)中，單向閥作為一個重要的部分，影響著血液在血泵中流動，目前ECMO中各個管路中均設(shè)置有類似的單向閥，且這些產(chǎn)品的性能優(yōu)異，故本研究不單獨設(shè)計單向閥。另外，根據(jù)血泵的設(shè)計目標(biāo)，其工作時間多為數(shù)小時，因此目前有很多高分子材料可作為泵體材料中使用的彈性材料，相關(guān)材料的使用壽命一般可達(dá)數(shù)天，遠(yuǎn)超血泵的正常工作時間，故本研究也不進(jìn)行材料使用壽命相關(guān)實驗。

該血泵泵體和動子尺寸設(shè)計主要根據(jù)血流量要求而定。一般成年人靜息時心臟每搏輸出量為60～80 mL，正常心率為60～100 次·min-1，則血流量為3.6～8.0 L·min-1[10]；另外，目前ECMO主要檢測參數(shù)中要求血流量75～150 mL·(kg·min)-1，若病人體重為80 kg，則血流量為6～12 L·min-1[11]；一般國內(nèi)外應(yīng)用的離心泵和滾壓泵均可提供10 L·min-1的最大血流量[12]。根據(jù)上述不同參數(shù)，選取10 L·min-1為本血泵空載(不考慮前、后負(fù)荷的情況下)即最大搏動輸出血量，另外為滿足搏動要求，動子運動頻率(以動子完成覆蓋某方向的全部距離的運動為一次)需與成年人正常心率相同或相近，即60～100 次·min-1，取平均80 次·min-1，則該血泵的動子有效運動腔體體積需達(dá)到125 mL?？紤]該血泵整體尺寸以及各尺寸取整后的結(jié)果，取動子直徑35 mm、其中永磁體寬度25 mm和運動距離150 mm，則有效運動腔體體積為144.32 mL，滿足血泵血流量的設(shè)計要求。

1.2.2補償螺線管設(shè)計

根據(jù)上面所述永磁體的往復(fù)直線運動的實現(xiàn)方法，每個螺線管的長度與動子中永磁體寬度相等，又需要滿足單次運動距離為150 mm，所以在中心管上需要排列密繞7個長度為25 mm的螺線管。

該螺線管長徑比僅為1.25(25 mm/20 mm), 其內(nèi)部磁感梯度很大。為了簡化運動過程中動子受力的復(fù)雜程度，需使短螺線管內(nèi)的磁場分布趨于均勻磁場，故從磁場疊加原理出發(fā)，采用對短螺線管兩端邊緣進(jìn)行多層繞制補償線圈的繞制方法[13]。根據(jù)現(xiàn)有研究，蔡旭紅、李邵輝通過Matlab的模擬證明了有限長通電螺線管內(nèi)部空間磁場分布表現(xiàn)：除了靠近兩個端面及非?？拷菥€管壁的小部分區(qū)域外，螺線管內(nèi)的磁場為沿軸向的勻強磁場[14]。因此，只要計算出螺線管軸線上的磁場，即可得到螺線管內(nèi)空間磁場的大小。如圖3所示的螺線管坐標(biāo)，若主螺線管為單層密繞，則根據(jù)文獻(xiàn)[15]單層螺線管軸線上任意一點z的軸向磁感應(yīng)強度B0可表示為

(1)

式中：d為漆包線直徑；μ0為真空磁導(dǎo)率，為4π×10-7T·m·A-1；I0為直流電流；l為螺線管長度；r為螺線管的半徑；z為軸線上的點至螺線管中心O的距離。

圖3 螺線管坐標(biāo)Fig.3 The coordinate of solenoid

在對具有多層補償線圈的短螺線管軸線上感應(yīng)磁場進(jìn)行計算時，把每層補償線圈等效為端面與原單層螺線管端面重合的新螺線管，則相應(yīng)在軸線上產(chǎn)生的磁感應(yīng)強度為

(2)

式中：n為補償線圈的層數(shù)，為1，2，3，…；ln為第n層補償線圈長度，是d的整數(shù)倍；zn為第n層補償線圈中心距原單層螺線管中心的距離。

根據(jù)磁場疊加原理，最終通過進(jìn)行繞制多層補償線圈的方法，獲得補償螺線管軸線上的磁感應(yīng)強度為

(3)

式中，N為補償線圈總層數(shù)。

根據(jù)泵體設(shè)計數(shù)據(jù)可知，l=25 mm，r=20 mm，其他計算參數(shù)取I0=1 A，d=0.41 mm。由于螺線管為對稱結(jié)構(gòu)，所以只需計算其一側(cè)的磁感應(yīng)強度。利用Wolfram Mathematica軟件，對式(3)進(jìn)行計算和模擬，即得到了補償螺線管的繞制方法。

1.3 理論要求計算

1.3.1磁力驅(qū)動力理論計算

作為體外循環(huán)的重要性能指標(biāo)之一，血泵可提供的磁力驅(qū)動力直接影響血泵運行。根據(jù)能量守恒定律，可知動子運動過程中(從初始位置的靜止?fàn)顟B(tài)至末端位置的靜止?fàn)顟B(tài))，其所受的平均合力在單位時間內(nèi)做的功等于血泵泵血所消耗的功率，即

PQ=vF0L

(4)

式中：P為血泵輸出端的壓強，即血泵的后負(fù)荷；Q為血泵流量；ν為動子運動頻率；F0為動子所受合力；L為動子每次運動距離。

正常成年人平均動脈壓正常值為70～105 mmHg(1 mmHg=133.3 N·m-2)[16]，而ECMO過程中的設(shè)定值略小于該正常值，故取上限值Pmax=100 mmHg。根據(jù)上面的設(shè)計數(shù)據(jù)，Q=10 L·min-1，L=150 mm，ν=80 次·min-1，求得理論上動子每個運動過程中所需平均合力F0=1.133 N。動子運動過程中，所受阻力包含與中心管的滑動摩擦和血泵輸出端的壓強：在血泵正常工況下，通常將血泵內(nèi)的滑動摩擦視為混合摩擦狀態(tài)，此時滑動摩擦系數(shù)f混的數(shù)值一般在0.01～0.001數(shù)量級，根據(jù)所設(shè)計的動子尺寸以及其材料密度等參數(shù)計算滑動摩擦力F1=0.02 N；根據(jù)國家標(biāo)準(zhǔn)，體外循環(huán)用于向主動脈供血時使用管路內(nèi)徑通常為3/8 吋，即9.525 mm，故血液阻力F2=0.097 N。為滿足實際運動需求，摩擦力和阻力分別取安全系數(shù)為2并將結(jié)果向上取整，得到F1=0.05 N，F(xiàn)2=0.20 N，所需平均磁力驅(qū)動力F=F0+F1+F2=1.383 N。

1.3.2通電螺線管發(fā)熱問題理論計算

該血泵驅(qū)動原理基于通電螺線管電磁感應(yīng)現(xiàn)象，而且在其他相關(guān)領(lǐng)域電磁感應(yīng)的發(fā)熱問題一直存在，因此，本研究對通電螺線管在血泵相應(yīng)工況下的發(fā)熱問題進(jìn)行數(shù)值模擬。

在基本電學(xué)和傳熱學(xué)推導(dǎo)中，以單個螺線管從一次開始通電到下次開始通電為一個周期，另外由于血泵運行中血液儲備量大，故假設(shè)環(huán)境和血液為恒溫，那么最有可能對血液造成破壞的區(qū)域為螺線管與血液接觸的內(nèi)表面溫度。在其他條件不變的情況下，該溫度只與完成通電周期的次數(shù)相關(guān)的函數(shù)為

(5)

式中，n為單個螺線管完成通電周期的次數(shù)，T0為螺線管初始溫度，h為對流換熱系數(shù)，A為換熱面積，m為螺線管質(zhì)量，c為螺線管比熱容，t0為通電周期，I為螺線管所接入的電流，R為螺線管電阻，T∞為環(huán)境及血液溫度。

由于空氣自然對流換熱系數(shù)與液體自然換熱系數(shù)相比，可忽略不計，故式(5)只考慮螺線管與血泵內(nèi)液體的對流換熱對螺線管內(nèi)表面溫度的影響。

1.4 實現(xiàn)方法及實驗臺搭建

制作血泵樣機，并且分別搭建加速度實驗臺和流量實驗臺,以測試樣機的性能指標(biāo)。

1.4.1實驗方法

加速度實驗中，由于該血泵的每個補償螺線管結(jié)構(gòu)完全一致，所以將每個補償螺線管分別接入直流電流，并將加速度傳感器與動子固定，空載的狀態(tài)下，測量動子在血泵樣機接入不同電流大小時的相應(yīng)加速度變化走勢并讀取其最大值。以4/3 Hz為例的血泵搏動頻率中，由于動子在單個螺線管中運動時間不到0.11 s，故該最大值將被近似為動子運動過程中所受的平均驅(qū)動力。

測量通電螺線管發(fā)熱時，將血泵樣機中動子取出，并預(yù)充滿生理鹽水，對單個螺線管循環(huán)其通電周期，電流大小為滿足其驅(qū)動力需求時的最小電流。用功率為4.5 W的散熱風(fēng)扇對血泵樣機散熱，此時血泵內(nèi)部為生理鹽水的自然對流換熱，而外部為空氣強制對流換熱，經(jīng)過不同時間測量螺線管的內(nèi)表面和外表面的溫度。

流量實驗臺通過控制液面高度以分別控制前、后負(fù)荷。區(qū)別在于安裝在液體出口的液體溢出裝置控制后負(fù)荷，將液體介質(zhì)預(yù)充至不同長度細(xì)管的相應(yīng)高度形成后負(fù)荷，當(dāng)血泵運行時，液體介質(zhì)受動子擠壓由裝置頂部排液口排出形成血泵流量，此時液體溢出裝置內(nèi)液體介質(zhì)的液面不隨之改變，即過程中后負(fù)荷為定值；而安裝在液體入口的儲液腔，同樣需要預(yù)充液體介質(zhì)至相應(yīng)高度形成前負(fù)荷。當(dāng)血泵運行時，液體介質(zhì)在壓力作用下流入血泵內(nèi)，因其容積遠(yuǎn)大于液體溢出裝置，故過程中其液面下降的高度可忽略不計，形成穩(wěn)定的前負(fù)荷。進(jìn)而，以生理鹽水模擬血液作為液體介質(zhì)測量不同前、后負(fù)荷情況下相應(yīng)的流量。

1.4.2實驗臺搭建

加速度實驗臺包括血泵樣機、加速度傳感器、數(shù)據(jù)采集設(shè)備和直流電源等裝置，用以測量動子運動過程中受到的磁力及變化走勢，如圖4所示。

圖4 加速度實驗臺Fig.4 The photo of acceleration test bed

流量實驗臺包括血泵樣機、液體溢出裝置及壓力表、儲液腔以及直流電源等裝置，用來測試血泵在不同前后負(fù)荷時的流量。為簡化結(jié)構(gòu)，將液體出口和入口分別設(shè)置在血泵樣機兩側(cè)，如圖5所示。

圖5 流量實驗臺Fig.5 The photo of flow test bed

2 結(jié)果

2.1 補償螺線管結(jié)構(gòu)

通過上述補償螺線管設(shè)計方法，經(jīng)過數(shù)值計算和模擬，根據(jù)血泵結(jié)構(gòu)設(shè)計中的尺寸要求，得到如下補償螺線管結(jié)構(gòu)：用直徑0.41 mm的螺線管繞制長度為25 mm的兩端雙層補償線圈，第一層長度為原單層螺線管長度的0.72倍，第二層長度為原單層螺線管長度的0.62倍，補償螺線管結(jié)構(gòu)如圖6所示。此時除了在螺線管的內(nèi)部磁感應(yīng)強度得到加強以外，其磁感應(yīng)強度的均勻區(qū)也達(dá)到最大。對比補償螺線管與原單層螺線管可知，兩者產(chǎn)生的磁感應(yīng)強度如圖7所示，若與中心處磁場強度誤差在5%以內(nèi)視為勻強磁場，則單層螺線管的勻強磁場的范圍為41%，而補償螺線管的勻強磁場范圍達(dá)到87%。

圖6 補償螺線管結(jié)構(gòu)(1—原單層螺線管；2—第一層補償線圈；3—第二層補償線圈；4—中心管)Fig.6 The structure diagram of compensation solenoid (1-single layer solenoid； 2-first layer compensation coils； 3-second layer compensation coils； and 4-part of central tube)

圖7 軸線上磁感應(yīng)強度Fig.7 The magnetic induction at axis

2.2 磁力驅(qū)動力測試結(jié)果

加速度實驗臺實驗結(jié)果的基本統(tǒng)計量如表1所示，表中最大值與最小值取值范圍為全樣本，離群

樣本數(shù)為含粗大誤差的樣本數(shù)目，平均值、標(biāo)準(zhǔn)差及變異系數(shù)均為剔除離群值后的樣本參數(shù)。

由表1可知，在不同電流組內(nèi)，實驗結(jié)果的變異系數(shù)均在5%左右，說明重復(fù)實驗所得實驗結(jié)果之間偏離程度很小，而且實驗結(jié)果的偏離基本由隨機誤差造成。該實驗中所使用的加速度傳感器型號為CT1 020 L，其精度為20.41 mV·s2·m-1，動子質(zhì)量為110.8 g，經(jīng)單位換算得到動子所受最大磁力如表2所示。

由該數(shù)據(jù)可知：動子做往復(fù)運動時所受最大磁力數(shù)值基本相同，且與補償螺線管接入的電流大小呈正相關(guān)線性關(guān)系；當(dāng)電流大小達(dá)到2.7 A時，動子所受最大磁力大于1.4 N已經(jīng)滿足計算所需磁力驅(qū)動力要求，只需控制血泵工作過程中電流變化即可優(yōu)化動子運動過程中受力，并減少其對血液的影響。

2.3 通電螺線管發(fā)熱計算和測試結(jié)果

在實驗方法所述的條件下，式(5)中對流換熱系數(shù)h取生理鹽水的自然對流換熱系數(shù)500，將螺線管接入加速度實驗中得到的最小滿足血泵磁力驅(qū)動力的電流2.7 A，其計算結(jié)果和實驗測量結(jié)果如圖8所示。由圖8可知， 本研究所設(shè)計的補償螺線管內(nèi)表面的溫度，即血泵與血液接觸的面的溫度，其由式(5)計算得到的結(jié)果與實測的實驗結(jié)果基本吻合，在開始通電的最初20 s，溫度從初始的26℃升高至27℃左右，繼而進(jìn)入動態(tài)平衡階段，該階段內(nèi)電磁感應(yīng)現(xiàn)象產(chǎn)生的熱量與生理鹽水自然對流換熱散熱相當(dāng)，所以螺線管內(nèi)表面溫度不再繼續(xù)升高。對于螺線管外表面，在通電開始后的首個60 s內(nèi)快速從26℃升溫至50℃，之后至7 min左右升溫逐漸放緩，繼而進(jìn)入動態(tài)平衡階段，最終平衡在55℃左右。

表1 加速度實驗結(jié)果基本統(tǒng)計量Tab.1 The basic statistics of the acceleration experimental results

表2 動子所受最大磁力/NTab.2 The maximum of magnetic force of the mover/N

圖8 螺線管計算和測量溫度結(jié)果比較Fig.8 The calculation and measurement results of temperature of solenoid

2.4 流量測試結(jié)果

由于ECMO輔助過程中一般后負(fù)荷平均在60～80 mmHg，故流量實驗臺測試時取后負(fù)荷測試范圍為50～80 mmHg，而前負(fù)荷范圍為5～30 mmHg；由上述加速度實驗臺的實驗結(jié)果可知，當(dāng)電流達(dá)到2.7 A時血泵樣機可滿足驅(qū)動要求，故將血泵樣機接入2.7 A的直流電流，并且設(shè)定動子運動一次的時間為0.75 s即頻率為80 次·min-1，相同設(shè)定下將15次實驗結(jié)果進(jìn)行基本統(tǒng)計，由于數(shù)據(jù)量過多，在此不詳細(xì)列出基本統(tǒng)計量表，僅將血泵流量的實驗結(jié)果平均值列于表3。

表3直流電磁驅(qū)動搏動式血泵流量

Tab.3Theflowofthepulsatingbloodpumpdrivenbydirect-currentelectromagnetism

L·min-1

由表3可知，除前負(fù)荷與后負(fù)荷壓差過大的情況下(不小于70 mmHg)，血泵流量基本滿足器官移植過程中離體器官灌注要求，即絕大多數(shù)ECMO中心在手術(shù)中所設(shè)定的短期輔助流量最低要求3.0 L·min-1以及上文提及的ECMO檢測標(biāo)準(zhǔn)，且血泵流量最大值為9.864 L·min-1，該值與設(shè)計空載流量值10 L·min-1相近，故該血泵滿足設(shè)計要求。

3 討論

驅(qū)動原理和結(jié)構(gòu)設(shè)計方面，滾壓泵運行時由電機的旋轉(zhuǎn)通過傳動裝置傳入泵中心軸，從而帶動滾軸在泵槽內(nèi)旋轉(zhuǎn)滾動，最終推動血液流動；離心泵通過安裝在圓盤磁力耦合器之上的轉(zhuǎn)子帶動葉片或旋轉(zhuǎn)椎體高速旋轉(zhuǎn)推動血液沿切向運動[17-18]。兩者的結(jié)構(gòu)使得驅(qū)動力必須通過彼此連接的各個部件才能傳遞至執(zhí)行機構(gòu)，這樣緊湊的結(jié)構(gòu)限制了在上述血泵中添加柔性接觸的可能，不可避免地造成一定程度的血液破壞。本研究所設(shè)計的新型血泵，根據(jù)其直流電磁驅(qū)動原理，電磁驅(qū)動力可在空間內(nèi)進(jìn)行傳播，使得血泵的運動部分與驅(qū)動部分之間可以存在間隙用作布置柔性接觸相關(guān)設(shè)計。因此，本研究在血泵動子兩側(cè)設(shè)計有充有生理鹽水的液囊，使血泵在運行過程中獨自始終與血液保持著液體與液體間的柔性接觸，極大程度上減小了由滾壓泵泵頭擠壓泵管或離心泵泵頭與血液剛性接觸的血液創(chuàng)傷。

磁力驅(qū)動力測試結(jié)果由表2可知，血泵空載時的磁力驅(qū)動力與接入直流電流大小呈良好的正相關(guān)線性關(guān)系，因此在實際應(yīng)用中若前、后負(fù)壓或其他條件變化較大，可隨時調(diào)整接入直流電流大小，以滿足相應(yīng)的磁力驅(qū)動力的需求。另外，目前血泵樣機接入直流電流大小數(shù)值尚小，如遇需更大驅(qū)動力的特殊情況，可適當(dāng)增大接入直流電流。但由于試驗條件限制，血泵在具有液體介質(zhì)的載荷時的驅(qū)動力未能進(jìn)行測量，且在不同載荷下的驅(qū)動力規(guī)律仍有待研究。

在血泵發(fā)熱方面，因滾壓泵的滾軸處于開放空間且通常情況下轉(zhuǎn)速較低，不與血液直接接觸，所以該類血泵的運行發(fā)熱問題對血液影響較??；離心泵則由于其相對封閉的結(jié)構(gòu)產(chǎn)生很多的摩擦力和熱量，該熱量一定程度上會造成溶血；相比之下，最新的磁懸浮離心泵通過利用磁懸浮技術(shù)，改進(jìn)流動力學(xué)等措施，基本避免了發(fā)熱造成的溶血問題[12,19]。同樣地，根據(jù)通電螺線管發(fā)熱的測試結(jié)果，如圖10所示，該直流電磁驅(qū)動血泵，其內(nèi)表面溫度在實驗條件下只升高1℃便進(jìn)入動態(tài)平衡狀態(tài)，該升溫幅度并不會對血液造成破壞；雖然其外表面最終動態(tài)平衡在55℃左右，但并不與血液直接接觸，所以在實際應(yīng)用中同樣不會對血液造成破壞。另外，無論數(shù)值計算還是實驗測量，本研究均采用的是液體自然對流換熱。在實際應(yīng)用中，由于血泵搏動式的泵出血液，其換熱方式應(yīng)為液體強制對流換熱。液體強制對流換熱的換熱能力通常為自然對流換熱能力的10倍，因此其散熱能力更強。綜上所述，該血泵中通電螺線管的電磁感應(yīng)現(xiàn)象的發(fā)熱問題并不會影響血泵正常的使用，也不會對血液造成破壞。

由表3分析得到，本研究所設(shè)計的流量測試結(jié)果基本符合以下趨勢：一是在實驗條件下血泵流量與后負(fù)荷呈負(fù)相關(guān)，且其線性顯著性隨前負(fù)荷的增加而增加。二是血泵流量與前負(fù)荷呈正相關(guān)，其線性趨勢更為顯著但與后負(fù)荷無顯著相關(guān)。三是通過多元回歸得到，前負(fù)荷較后負(fù)荷對血泵流量具有更為顯著的影響。四是將前負(fù)荷和后負(fù)荷形成的壓差與血泵流量對比分析可知，血泵流量與壓差線性負(fù)相關(guān)比較顯著，但相同壓差時，不同的前負(fù)荷和后負(fù)荷對血泵流量仍然具有非線性影響。目前，使用較為廣泛的離心泵最大流量基本為10 L·min-1，技術(shù)相對新穎的磁懸浮離心泵大部分流量可維持在5 L·min-1左右，而在新生兒或嬰兒體外循環(huán)中使用的小流量血泵基本流量為0.3～1.5 L·min-1[12,18]。相比之下，本研究所設(shè)計的血泵在壓差較大的實驗條件下，流量較少，但已經(jīng)滿足離體器官灌注和體外循環(huán)短期輔助的要求。

結(jié)合以上結(jié)果，該血泵將首先應(yīng)用于器官移植過程中對離體器官的灌注，以及心肺手術(shù)中的短期輔助體外循環(huán)過程。

在后續(xù)研究中，首先將對具有液體介質(zhì)載荷時的磁力驅(qū)動力及規(guī)律進(jìn)行研究；其次，由于目前本研究僅采用生理鹽水為液體介質(zhì)進(jìn)行流量測試，但是生理鹽水與血液仍存在一定差異，后續(xù)研究中可采用動物血液等液體介質(zhì)進(jìn)行實驗，測定全血條件下的血泵參數(shù)，以便更加真實地衡量該血泵的性能指標(biāo)；再次，為使血泵運行過程中動子受力更加優(yōu)化，血泵性能更加良好，計劃將目前血泵接入的恒定直流電流優(yōu)化成呈一定規(guī)律變化的直流電流，相關(guān)研究有待進(jìn)行；最后，將對血泵搏動性相關(guān)指標(biāo)進(jìn)行實驗論證，以進(jìn)一步優(yōu)化血泵設(shè)計和輸出特性，從而達(dá)到體外循環(huán)長期輔助的設(shè)計目標(biāo)。

4 結(jié)論

本研究結(jié)合磁耦合的新型驅(qū)動模式以及電磁學(xué)原理，提出了一種利用直流落實線管實現(xiàn)永磁體往復(fù)直線運動的驅(qū)動原理，繼而設(shè)計了一種新型直流電磁驅(qū)動搏動式血泵，其中通過數(shù)值模擬的方法設(shè)計了一種內(nèi)部磁場趨于勻強的補償螺線管結(jié)構(gòu)。制作血泵樣機，并進(jìn)行了動子加速度即血泵磁力驅(qū)動力測試，針對螺線管發(fā)熱問題的理論和實驗驗證，和血泵流量指標(biāo)測試。樣機測試結(jié)果表明，該血泵的磁力驅(qū)動力和血泵流量均滿足器官移植過程中離體器官灌注和心肺手中體外循環(huán)短期輔助的臨床要求，但仍有進(jìn)一步測試優(yōu)化的空間。本設(shè)計的應(yīng)用對于器官移植、術(shù)中輔助、ECMO的發(fā)展和推廣以及對于體外循環(huán)血泵的發(fā)展都具有重要意義。

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