王帶領(lǐng)，譚建平，喻哲欽

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基于多相流的軸流血泵流場(chǎng)分析及溶血指數(shù)預(yù)測(cè)

王帶領(lǐng)，譚建平，喻哲欽

(中南大學(xué) 機(jī)電工程學(xué)院，湖南 長(zhǎng)沙，410083)

為研究血泵內(nèi)部血細(xì)胞分布規(guī)律及溶血預(yù)測(cè)方法，以自制軸流血泵為例，應(yīng)用多相流分析方法，采用多重參考坐標(biāo)系法(MRF)等技術(shù)建立數(shù)值分析模型，并通過體外循環(huán)實(shí)驗(yàn)驗(yàn)證模型的有效性。進(jìn)一步分析血泵內(nèi)部血細(xì)胞濃度、速度、壓力等的分布規(guī)律，得到血細(xì)胞破壞區(qū)域和一般規(guī)律。根據(jù)優(yōu)化的溶血模型對(duì)血泵的溶血性能進(jìn)行評(píng)估，在此基礎(chǔ)上提出溶血實(shí)驗(yàn)指標(biāo)標(biāo)準(zhǔn)溶血指標(biāo)(NIH)與溶血預(yù)測(cè)值之間的轉(zhuǎn)換關(guān)系。研究結(jié)果表明：血細(xì)胞在血泵內(nèi)部不是均勻分布，葉輪處有明顯分離現(xiàn)象；血泵內(nèi)部剪切應(yīng)力在 200 Pa 以下的區(qū)域的體積分?jǐn)?shù)約為98.6%，高剪切應(yīng)力主要位于葉輪頂部和外殼的間隙處；在剪切應(yīng)力為常數(shù)時(shí)，優(yōu)化的溶血預(yù)測(cè)模型和Giersiepen實(shí)驗(yàn)得到的溶血模型相符合；采用優(yōu)化模型計(jì)算得到血泵平均溶血預(yù)測(cè)值0.005 7，具有較好的溶血性能。

血泵；多相流；標(biāo)準(zhǔn)溶血指標(biāo)；溶血模型

血泵已經(jīng)成為幫助心臟功能障礙患者的一種有效方法。血泵經(jīng)歷了從容積式到懸浮技術(shù)的變革，其在驅(qū)動(dòng)控制、生物相容性、等方面都有了極大的發(fā)展[1]。在血泵的設(shè)計(jì)開發(fā)中，計(jì)算流體力學(xué)(CFD)得到了普遍應(yīng)用。基于血泵虛擬樣機(jī)的血液動(dòng)力學(xué)性能數(shù)值分析能夠極大地縮短設(shè)計(jì)周期，節(jié)約成本[2?3]，但同時(shí)伴隨著一些問題，其中溶血和血栓尤為突出[4?5]：因此，研究數(shù)值模擬血泵內(nèi)部流場(chǎng)特性和溶血預(yù)測(cè)算法對(duì)優(yōu)化血泵設(shè)計(jì)具有重要意義，國(guó)內(nèi)外學(xué)者為尋找一種有效的溶血預(yù)測(cè)方法進(jìn)行了廣泛研究[6]。YANO等[7]采用拉格朗日粒子追蹤法對(duì)血泵的溶血性能進(jìn)行了數(shù)值分析，并與實(shí)驗(yàn)結(jié)果進(jìn)行對(duì)比，驗(yàn)證了模型的合理性。GARON等[8]通過歐拉法建立了快速溶血模型，通過體外溶血實(shí)驗(yàn)對(duì)模型進(jìn)行了驗(yàn)證。TASKIN等[9]通過設(shè)計(jì)特定的溶血實(shí)驗(yàn)設(shè)備，比較了拉格朗日幾種冪律模型和歐拉模型的區(qū)別，實(shí)驗(yàn)結(jié)果表明歐拉模型溶血預(yù)測(cè)誤差較大。LI等[5]使用多相流模型對(duì)軸流泵流場(chǎng)進(jìn)行了仿真分析，并提出了基于剪切應(yīng)力的溶血估計(jì)算法，通過實(shí)驗(yàn)進(jìn)行驗(yàn)證。周冰晶等[10?11]通過拉格朗日粒子追蹤法對(duì)自主研發(fā)的血泵進(jìn)行了溶血預(yù)測(cè)，從而對(duì)血泵結(jié)構(gòu)優(yōu)化提供了理論指導(dǎo)。壽宸等[12]通過比較4種不同葉輪形式的離心血泵仿真結(jié)果，并采用快速溶血模型進(jìn)行溶血預(yù)測(cè)，發(fā)現(xiàn)螺旋線葉輪性能較優(yōu)。以往的CFD分析中大都把血液近似為單一牛頓流體進(jìn)行數(shù)值計(jì)算。采用單一流體一方面不能得到血細(xì)胞在血泵內(nèi)部的分布規(guī)律；另一方面，簡(jiǎn)化的血液模型與實(shí)際結(jié)果有差異，不能反映血細(xì)胞對(duì)流場(chǎng)的影響，難以揭示真實(shí)血液的流動(dòng)規(guī)律。鑒于血液組成的復(fù)雜性，本文作者通過采用多相流模型，兼顧血細(xì)胞與血漿的相互作用，使模擬流動(dòng)與實(shí)際流動(dòng)更接近，分析血細(xì)胞體積濃度、速度，壓力等的分布規(guī)律。并在原有的拉格朗日粒子追蹤法的基礎(chǔ)上，考慮加載歷史對(duì)溶血的影響，提出優(yōu)化溶血模型，并對(duì)兩者進(jìn)行比較分析。人們普遍采用標(biāo)準(zhǔn)溶血指標(biāo)(NIH)對(duì)血泵的溶血特性進(jìn)行評(píng)估[5]，考慮到NIH與溶血預(yù)測(cè)值這2個(gè)指標(biāo)的意義和計(jì)算方法的區(qū)別，提出標(biāo)準(zhǔn)溶血指標(biāo)(NIH)與溶血預(yù)測(cè)值之間的轉(zhuǎn)換關(guān)系。

1 模型及算法

1.1 血泵模型及網(wǎng)格劃分

課題組自主設(shè)計(jì)了一個(gè)由磁力驅(qū)動(dòng)的微型軸流血泵，包含前導(dǎo)、葉輪、后導(dǎo)、永磁體，軸承等結(jié)構(gòu)。前導(dǎo)葉和后導(dǎo)葉有導(dǎo)流作用，葉輪采用螺旋結(jié)構(gòu)，其高速旋轉(zhuǎn)促使血液運(yùn)動(dòng)并獲得壓能，從而起到輔助人體心臟泵血的功能；永磁體放置在葉輪部分，分為N和S兩極，通過與由單片機(jī)控制的三齒槽定子驅(qū)動(dòng)線圈的相互作用使血泵的葉輪持續(xù)轉(zhuǎn)動(dòng)[13]。血泵進(jìn)出口直徑為16.4 mm，葉輪輪緣直徑為16.0 mm；模型總長(zhǎng)81.0 mm。圖1所示為血泵結(jié)構(gòu)示意圖。

將血泵幾何文件導(dǎo)入到ICEM中劃分網(wǎng)格。由于流體域各部分運(yùn)動(dòng)狀況不同，把模型劃分為3部分即前導(dǎo)葉區(qū)，葉輪區(qū)，后導(dǎo)葉區(qū)，使用多重參考坐標(biāo)系法(MRF)，分別建立動(dòng)靜坐標(biāo)系，并在動(dòng)靜區(qū)域創(chuàng)建交界面。因?yàn)槿~輪、導(dǎo)葉結(jié)構(gòu)較復(fù)雜，使用非結(jié)構(gòu)化網(wǎng)格技術(shù)進(jìn)行處理，共得到2 410 710個(gè)網(wǎng)格單元。圖2所示為網(wǎng)格劃分示意圖。

圖1 血泵結(jié)構(gòu)示意圖

圖2 網(wǎng)格劃分示意圖

1.2 歐拉多相流模型

紅細(xì)胞是血液的重要構(gòu)成成分，約占血液體積的40%。由于血液成分復(fù)雜，因此，選用多相流進(jìn)行模擬。在多相流模型中，歐拉模型能較好地模擬固相體積分?jǐn)?shù)超過10%的情況，且與其他模型相比具有較高的求解精度，因此，選用歐拉模型進(jìn)行仿真計(jì)算。

將血漿定義為液相，其密度為1.03 t/m3，黏度為1.60 mPa?s；紅細(xì)胞定義為固相，其密度為1.09 t/m3，黏度為6 mPa?s[14]。人體中成熟的紅細(xì)胞為雙凹面圓盤狀，直徑為7~9 μm，為了簡(jiǎn)化模型，固相(紅細(xì)胞)假設(shè)為球形，直徑均勻，計(jì)算中取值為8 μm。

1.3 邊界條件及算法

為了滿足人體基本的生理需求，血泵設(shè)計(jì)要求進(jìn)出口壓差約為13.3 kPa，流量為5 L/min。入口使用速度進(jìn)口邊界，根據(jù)流量和截面積，計(jì)算出進(jìn)口速度為0.4 m/s。出口使用壓力出口條件，壓力為13.3 kPa。血泵葉輪區(qū)域的壁面設(shè)置為旋轉(zhuǎn)邊界，其轉(zhuǎn)速與葉輪區(qū)的轉(zhuǎn)速相同，該血泵設(shè)計(jì)工況為8 000 r/min。其余壁面定義為無(wú)滑移固壁邊界。進(jìn)口紅細(xì)胞體積分?jǐn)?shù)設(shè)置為40%。

模型采用標(biāo)準(zhǔn)的?湍流模型，使用simple算法，離散格式設(shè)置為二階迎風(fēng)。

1.4 仿真模型驗(yàn)證

為驗(yàn)證仿真模型的可靠性，搭建血泵體外循環(huán)實(shí)驗(yàn)系統(tǒng)，設(shè)計(jì)工況下進(jìn)行體外循環(huán)性能實(shí)驗(yàn)。該實(shí)驗(yàn)系統(tǒng)主要由儲(chǔ)液槽、血泵、驅(qū)動(dòng)線圈、壓力傳感器、渦輪流量計(jì)、電動(dòng)閥及各支架和管道等組成。壓力傳感器分別測(cè)量血泵進(jìn)出口壓力，渦輪流量計(jì)測(cè)量血泵輸出流量。實(shí)驗(yàn)中循環(huán)介質(zhì)采用體積分?jǐn)?shù)為37%的甘油和水的混合溶液，其在常溫條件下，動(dòng)力黏度和血液的匹配。設(shè)定葉輪轉(zhuǎn)速為8 000 r/min，并調(diào)節(jié)血泵進(jìn)出口壓差為13.3 kPa。

在上述工況下進(jìn)行血泵性能實(shí)驗(yàn)。表1所示為體外循環(huán)實(shí)驗(yàn)中實(shí)驗(yàn)流量與仿真結(jié)果之間對(duì)比。由表1可知：在8 000 r/min下血泵的平均流量約為4.8 L/min，基本滿足人體生理需求；其中測(cè)量值與仿真值之間的最大誤差為4.2%，均小于5.0%，誤差在允許范圍內(nèi)。實(shí)驗(yàn)結(jié)果在一定程度上驗(yàn)證了血泵數(shù)值仿真模型的有效性，為后續(xù)血泵流場(chǎng)分布規(guī)律的研究提供了保證。

表1 實(shí)驗(yàn)流量與仿真流量比較

2 仿真結(jié)果分析

2.1 固相體積分?jǐn)?shù)分布

按照上述參數(shù)和算法設(shè)置，對(duì)血泵內(nèi)部?jī)上喾植记闆r進(jìn)行數(shù)值分析。圖3所示為血細(xì)胞體積分布云圖。從圖3可見：血細(xì)胞在血泵內(nèi)部并非均勻分布，體積分?jǐn)?shù)為35%~42%。其中，前導(dǎo)葉區(qū)域由于沒有運(yùn)動(dòng)部件，流動(dòng)較平穩(wěn)，血細(xì)胞體積分?jǐn)?shù)分布均勻，約為40%。隨著進(jìn)一步流動(dòng)，在葉輪區(qū)域，由于葉輪的高速旋轉(zhuǎn)和因離心力與慣性的影響，血細(xì)胞的體積分?jǐn)?shù)逐漸開始發(fā)生變化，其中，在葉輪前端部分差異不明顯，隨著輪轂增大，血細(xì)胞逐漸偏向葉輪輪緣處。特別是在葉輪分流葉片處，輪轂處附近血細(xì)胞體積分?jǐn)?shù)減小，葉輪工作面及輪緣處血細(xì)胞濃度有明顯增大，達(dá)到42%。當(dāng)血細(xì)胞運(yùn)動(dòng)到后導(dǎo)葉區(qū)域，由于導(dǎo)葉的導(dǎo)流作用，切向速度減小，軸向速度增加，流動(dòng)再次趨于平穩(wěn)，血細(xì)胞濃度分布重新變得均勻。由于血細(xì)胞和血漿密度接近，并且血細(xì)胞直徑較小，從而對(duì)流場(chǎng)的影響有限，各部分體積分?jǐn)?shù)差異不是很大，僅在葉輪區(qū)域存在小程度的分離現(xiàn)象。

(a) 血泵內(nèi)部體積分?jǐn)?shù)；(b) 軸截面體積分?jǐn)?shù)

2.2 速度與壓力分布

圖4所示為軸截面單相與兩相速度分布。由圖4可見：兩者速度分布基本相同；在血泵進(jìn)口位置，速度較??；在葉輪部分，由于軸流血泵的葉輪具有極高的轉(zhuǎn)速，從輪轂沿著徑向速度逐漸增大，特別是在葉輪邊緣具有較大的速度梯度，對(duì)細(xì)胞破壞作用大；在出口部位，由于導(dǎo)葉的作用，速度較均勻。多相流下液體的最大速度略大。這是因?yàn)樵谌~輪邊緣血細(xì)胞體積濃度較高，血細(xì)胞與血漿的相互作用，血漿速度增大。云忠等[15]發(fā)現(xiàn)紅細(xì)胞其垂直撞擊速度超過6 m/s，有發(fā)生破碎的可能。從圖4可見：血液最大流速達(dá) 6.95 m/s，特別是在輪緣與外殼之間的區(qū)域，紅細(xì)胞有破碎的危險(xiǎn)。

(a) 兩相流速度云圖；(b) 單相流速度云圖

圖5所示為血泵軸向截面總壓分布。由圖5可見：入口處壓力較??；流道內(nèi)沿著流動(dòng)方向，壓力逐漸增大；分流葉片處具有較大的壓力梯度，對(duì)紅細(xì)胞的損傷較嚴(yán)重；在出口區(qū)域，由于后導(dǎo)葉的作用，速度轉(zhuǎn)換為壓力能，壓力分布均勻，進(jìn)出口壓差約為 13.3 kPa，能滿足人體基本需求。

圖5 軸截面總壓分布云圖

3 溶血預(yù)測(cè)模型

3.1 通用溶血預(yù)測(cè)模型

GIERSIEPEN等[16]通過實(shí)驗(yàn)得到了溶血公式。該模型指出溶血程度與流場(chǎng)剪切應(yīng)力、紅細(xì)胞在剪切應(yīng)力中的暴露時(shí)間呈冪函數(shù)關(guān)系：

血泵內(nèi)的實(shí)際流動(dòng)為不規(guī)則的湍流運(yùn)動(dòng)，剪切應(yīng)力為黏性剪切應(yīng)力與湍流剪切應(yīng)力的合成。黏性剪切應(yīng)力與湍流剪切應(yīng)力計(jì)算公式見文獻(xiàn)[10]。剪切應(yīng)力標(biāo)量可以表示如下：

溶血算法主要有歐拉法和拉格朗日法，均基于式(1)所示的溶血實(shí)驗(yàn)公式進(jìn)行推導(dǎo)。其中拉格朗日算法核心思想是：當(dāng)單個(gè)紅細(xì)胞流過血泵時(shí)，由于運(yùn)動(dòng)軌跡上各點(diǎn)的剪切應(yīng)力是不斷變化的，將粒子軌跡線分成個(gè)微小段，在任意微小時(shí)間段(=1~)內(nèi)，計(jì)算溶血值，進(jìn)行疊加。

YANO等[7]采用溶血算法計(jì)算任意小段時(shí)間內(nèi)的溶血值：

跡線上某一時(shí)刻的累計(jì)溶血值D,i可以通過D,i?1遞推計(jì)算得到，遞推公式如下：

經(jīng)計(jì)算，可以得到整條跡線的溶血值，對(duì)條跡線進(jìn)行平均處理，可以得到血泵溶血預(yù)測(cè)值。

3.2 優(yōu)化溶血模型

式(1)是基于切應(yīng)力不變的情況下得出的，在剪切應(yīng)力不變情況下，據(jù)式(1)，任意時(shí)間步的溶血貢獻(xiàn)值d,i如下：

比較式(3)與(5)，YANO等[7]將每個(gè)時(shí)間步內(nèi)用Δ0.785代替Δ(0.785)，因?yàn)?.785不符合線性疊加且一階導(dǎo)數(shù)單調(diào)遞減，即

導(dǎo)致溶血預(yù)測(cè)值偏大?？紤]到方程中時(shí)間非線性以及加載歷史的影響對(duì)算法進(jìn)行改進(jìn)，引入等效時(shí)間。在第1個(gè)時(shí)間段d1內(nèi)，若它的溶血預(yù)測(cè)值d,1為

則在時(shí)間步d2，需要重新設(shè)定時(shí)間起點(diǎn)。為此，引入等效時(shí)間deq：

重復(fù)以上步驟，將下一個(gè)時(shí)間步重新設(shè)定的時(shí)間起點(diǎn)。經(jīng)計(jì)算，可以得到整條跡線的溶血預(yù)測(cè)值。對(duì)條跡線進(jìn)行平均處理，可以得到標(biāo)準(zhǔn)溶血預(yù)測(cè)值。假設(shè)細(xì)胞在運(yùn)動(dòng)過程中受到的剪切應(yīng)力為常數(shù)，加載時(shí)間為0.5 s，切應(yīng)力為100 Pa。圖6所示為常剪切應(yīng)力下不同模型的溶血預(yù)測(cè)。從圖6可見：優(yōu)化算法在剪切應(yīng)力恒定時(shí)與GIERSIEPEN公式所得計(jì)算結(jié)果相吻合，溶血值為1.4×10?2，YANO等[7]的算法溶血值為2.0×10?2，與公式值相比偏大，分析結(jié)果一致。

3.3 溶血預(yù)測(cè)結(jié)果

標(biāo)量切應(yīng)力分布影響血泵的溶血性能，特別是切應(yīng)力大于200 Pa的區(qū)域?qū)t細(xì)胞有較大破壞作用[17]。圖7所示為血泵內(nèi)部剪切應(yīng)力云圖，圖8所示為不同剪切應(yīng)力區(qū)域在總體區(qū)域中所占的比例。從圖7可見：內(nèi)部最大剪切應(yīng)力約為877 Pa，主要分布在葉輪和后導(dǎo)葉入口區(qū)域。從圖8可見：剪切應(yīng)力在 200 Pa 以下的區(qū)域所占比例約為98.6%，超過200 Pa的區(qū)域約為1.4%，可見使紅細(xì)胞產(chǎn)生較大損傷的高剪切應(yīng)力區(qū)域較小，這些部分主要位于外殼和葉輪頂部的間隙以及后導(dǎo)葉入口處，此處血細(xì)胞的濃度也較高，血細(xì)胞可能因?yàn)榧羟袘?yīng)力較大，與葉輪劇烈碰撞而破碎。

在FLUENT中通過UDF，根據(jù)切應(yīng)力標(biāo)量公式定義函數(shù)。導(dǎo)出每條跡線上切應(yīng)力與時(shí)間的對(duì)應(yīng)數(shù)據(jù)文件；利用MATLAB讀取數(shù)據(jù)文件并通過程序進(jìn)行數(shù)據(jù)處理從而得到每條跡線的溶血預(yù)測(cè)值，進(jìn)一步得到平均溶血預(yù)測(cè)值。圖9所示為其中1條流線的剪切應(yīng)力和溶血隨時(shí)間變化規(guī)律。從圖9可見：紅細(xì)胞在開始階段即前導(dǎo)葉區(qū)域，剪切應(yīng)力較小，溶血預(yù)測(cè)值累計(jì)值基本為0；當(dāng)紅細(xì)胞進(jìn)入葉輪區(qū)域時(shí)，速度梯度較大，剪切應(yīng)力出現(xiàn)高峰區(qū)，溶血預(yù)測(cè)值急劇增加；當(dāng)細(xì)胞經(jīng)過后導(dǎo)葉時(shí)，流動(dòng)逐漸平穩(wěn)，剪切應(yīng)力減小，溶血預(yù)測(cè)值基本保持不變。這2種算法所得溶血預(yù)測(cè)值變化趨勢(shì)相同，YANO等[7]的算法溶血預(yù)測(cè)值較高(1.0×10?3)，優(yōu)化算法溶血預(yù)測(cè)值為2.8×10?4。

(a) 常剪切應(yīng)力加載；(b) 不同算法溶血值

圖7 剪切應(yīng)力分布云圖

圖8 不同剪切應(yīng)力區(qū)域占比

(a) 剪切應(yīng)力變化；(b) 溶血變化

選取117條流線，利用優(yōu)化算法對(duì)117條流線溶血值進(jìn)行平均，得到血泵的平均溶血值為0.005 7，溶血性能較好，可為血泵溶血性能的數(shù)值預(yù)測(cè)提供參考。

3.4 標(biāo)準(zhǔn)溶血指標(biāo)與預(yù)測(cè)值的轉(zhuǎn)換

國(guó)際上，標(biāo)準(zhǔn)溶血指標(biāo)(NIH)被廣泛用來評(píng)估體外輔助裝置對(duì)紅細(xì)胞的損傷程度[5]。計(jì)算式可表示為

式中：ct為紅細(xì)胞壓積百分?jǐn)?shù)，%；ΔHB為測(cè)試間隔時(shí)間內(nèi)血漿游離血紅蛋白的增量，g/L；為總循環(huán)體積，L；為輔助裝置輸出流量，L/min；為測(cè)試時(shí)間間隔，min。

溶血預(yù)測(cè)值為游離血紅蛋白與血液中全部血紅蛋白的比值即溶血率，為量綱一量。兩者不能直接進(jìn)行比較，需要通過公式建立聯(lián)系來驗(yàn)證模型。

根據(jù)上述溶血模型單次循環(huán)溶血預(yù)測(cè)值，進(jìn)行次循環(huán)的溶血估計(jì)值為D，其中0=0。D可以通過下式計(jì)算得到：

進(jìn)行次循環(huán)的血紅蛋白增量值ΔHB可以計(jì)算如下：

式中：GB為血紅蛋白質(zhì)量濃度，g/L。

通過ΔHB，利用式(10)可以計(jì)算得到標(biāo)準(zhǔn)溶血指數(shù)預(yù)測(cè)值IH，與實(shí)驗(yàn)結(jié)果NIH進(jìn)行對(duì)比，從而評(píng)估溶血模型。

4 結(jié)論

1) 多相流模型能夠揭示血泵內(nèi)部血細(xì)胞分布的一般規(guī)律。血細(xì)胞在血泵內(nèi)不是均勻分布的，進(jìn)出口區(qū)域分布較均勻，葉輪處存在小程度分離現(xiàn)象。由于血細(xì)胞體積較小，且其密度與血漿的密度接近，離析現(xiàn)象不嚴(yán)重。

2) 血泵內(nèi)部切應(yīng)力超過200 Pa的區(qū)域約為1.4%，這些區(qū)域主要位于外殼和葉輪頂部的間隙與后導(dǎo)葉入口處，高剪切應(yīng)力和劇烈的碰撞可能導(dǎo)致血細(xì)胞破碎。

3) 優(yōu)化的溶血模型在剪切應(yīng)力為常數(shù)時(shí)，與GIERSIEPEN的溶血實(shí)驗(yàn)公式相吻合。YANO等的算法溶血預(yù)測(cè)值偏高，改進(jìn)模型的計(jì)算值較優(yōu)。

4) 建立了實(shí)驗(yàn)指標(biāo)IH與溶血預(yù)測(cè)值之間的數(shù)學(xué)聯(lián)系，為評(píng)估溶血模型提供了理論方法。

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(編輯 陳燦華)

Flow field analysis and hemolytic prediction of axial blood pump based on multiphase flow

WANG Dailing, TAN Jianping, YU Zheqin

(School of Mechanical and Electrical Engineering, Central South University, Changsha 410083, China)

In order to study the distribution of blood cells in blood pump and the method of hemolytic prediction, the self-made axial flow blood pump was taken as an example, analytical method of multiphase flow and multiple reference frame method (MRF) technology were used, numerical analytical model was established. The validity of the model was verified by cardiopulmonary bypass. The internal distribution of blood cell concentration, velocity, pressure and so on in blood pump was analyzed. In order to get the blood cell damage area and the general law, the improved particle tracking method was used to evaluate the hemolytic performance of blood pump, and the conversion relationship between the standard hemolytic index (NIH) and hemolytic prediction value was obtained. The results show that the blood cells in the flow channel are not evenly distributed, and there is separation phenomenon at the impeller blood pump. When the internal stress in the area is below 200 Pa, volume fraction is about 98.6%, high shear stress is mainly located in the gap between the impeller’s top and the outer shell. Under the condition that shear stress is a constant, the improved hemolytic prediction model can match the hemolytic formula obtained by Giersiepen test well. The modified hemolytic model is used to estimate the hemolysis value of the blood pump and the average hemolytic value is 0.005 7, which shows that the modified hemolytic model has good hemolytic capability.

blood pump; multiphase flow; standard hemolytic index; hemolytic model

TH312

A

1672?7207(2018)08?1929?07

10.11817/j.issn.1672?7207.2018.08.013

2017?08?10；

2017?10?21

國(guó)家自然科學(xué)基金資助項(xiàng)目(51475477，3167099)(Projects(51475477, 3167099) supported by the National Natural Science Foundation of China)

譚建平，博士，教授，從事電液控制及血泵研究；E-mail：jptan@163.com