張磊，葛斌△，方旭晨，張少偉，魏凌軒，伍進平

(1.上海理工大學(xué) 醫(yī)療器械與食品學(xué)院，上海 200093；2.上海市楊浦區(qū)市東醫(yī)院，上海 200438)

1 引 言

血泵作為一種動力源裝置，被廣泛應(yīng)用在體外膜肺氧合(ECMO)、體外循環(huán)(CPB)、機械灌注(MP)[1-2]等領(lǐng)域。對于搏動泵而言，其優(yōu)點在于可以降低血清中縮血管物質(zhì)的濃度，抑制腎臟血管過度收縮[3-4]。同時，其驅(qū)動形式在很大程度上決定了整個系統(tǒng)的設(shè)計[5]，常見的驅(qū)動有電機驅(qū)動、氣動、液壓驅(qū)動等。由于氣、液類驅(qū)動需外置氣源裝置，造成裝置的便攜性差，故較少使用。對于電機類驅(qū)動，實現(xiàn)搏動流輸出的主要方式是借助機械轉(zhuǎn)換機構(gòu)，也因此降低了驅(qū)動裝置的效率[6]。此外，由于全程輸出剛性驅(qū)動力，在驅(qū)動血泵過程中容易使血液產(chǎn)生擠壓，造成溶血，以及組織損傷。因此，為了達到理想的血泵搏動驅(qū)動，要求驅(qū)動裝置能夠[5,7]：具有滿足每搏輸出量需求的行程及外形大?。划a(chǎn)生滿足灌注壓力需求的驅(qū)動力；產(chǎn)生與自然心率相近的往復(fù)運動頻率。

因此，本研究基于電磁力學(xué)原理設(shè)計了一種新型搏動式血泵驅(qū)動裝置，該裝置能夠輸出往復(fù)直線運動，避免了復(fù)雜的機械轉(zhuǎn)換。該裝置在驅(qū)動過程中存在的“柔性驅(qū)動”能夠避免因過載造成的血液破壞。此外，通過驅(qū)動電流的調(diào)節(jié)能夠輸出不同的灌注壓力，滿足實際的臨床需求。

2 新型驅(qū)動裝置結(jié)構(gòu)

2.1 驅(qū)動裝置結(jié)構(gòu)

搏動泵主要由驅(qū)動裝置和柱塞式泵頭構(gòu)成，其結(jié)構(gòu)見圖1。工作時柱塞左右滑動并配合單向閥實現(xiàn)血液的定向搏動輸出。本研究的重點是驅(qū)動裝置設(shè)計，故對泵頭結(jié)構(gòu)不予贅述。

圖1 泵頭剖視圖Fig 1 Cutaway view of pump head

驅(qū)動裝置結(jié)構(gòu)見圖2，包括驅(qū)動線圈和永磁動子，及其他輔助結(jié)構(gòu)。其中，端蓋和直線軸承均采用非磁性材料，推桿兩端連接永磁動子與泵腔內(nèi)柱塞。

圖2 驅(qū)動裝置整體剖視圖Fig 2 Cutaway view of driving unit

2.2 新型驅(qū)動線圈結(jié)構(gòu)設(shè)計

2.2.1電磁學(xué)原理 取永磁體邊界上一段微元dx，并將該微元模型等效為的環(huán)形圓電流[8]，于是該微元圓電流在磁場中受到的安培力為[9]：

F圓=By2πRJmsdl=4(πR)2JmsBy

(1)

其中，Jms為面電流密度，Bx為軸向磁場分量，By為徑向磁場分量，R為端面半徑。

根據(jù)磁場中的高斯定理得：

(2)

將式(2)帶入式(1)得：

(3)

則永磁體所受電磁力模型為：

2.2.2驅(qū)動線圈結(jié)構(gòu)設(shè)計 基于上述模型提出新型結(jié)構(gòu)驅(qū)動線圈見圖3，該線圈由三個驅(qū)動繞組構(gòu)成，各繞組結(jié)構(gòu)見圖3(a)、(b)、(c)。

圖3 驅(qū)動線圈結(jié)構(gòu) (a).繞組3；(b).繞組1；(c).繞組2Fig 3 Cutaway view of driving coil (a). Winding 3; (b). Winding 1; (c). Winding 2

2.3 工作方案

設(shè)永磁動子的初始位置見圖4(a)，且永磁體與通電線圈的極性方向相同，此時給繞組1、3通電，線圈內(nèi)產(chǎn)生自右向左逐漸增強的磁場，并驅(qū)動永磁動子向左運動，當動子到達圖4(b)所示位置時，控制繞組2、3通電，線圈內(nèi)磁場的梯度方向改變，于是電磁力驅(qū)動動子重新運動到右端，如此交替供電可以實現(xiàn)動子往復(fù)運動，往復(fù)頻率由單片機控制。

3 新型搏動驅(qū)動裝置的解析模型

3.1 電磁驅(qū)動力模型

建立線圈驅(qū)動永磁體力學(xué)模型見圖5。為了方便樣機的制作以7層結(jié)構(gòu)作為研究對象推導(dǎo)受力模型。將永磁鐵等效成為厚度忽略不計的表面螺線管[10]，并通過互感計算電磁驅(qū)動力。

根據(jù)文獻[10-12]可以通過線圈互感M計算得到線圈之間的相互作用力F，其中I1為永磁體等效電流，I2為驅(qū)動電流：

圖4 驅(qū)動線圈原理示意圖 (a).繞組1、3通電；(b).繞組2、3通電Fig 4 Working principle diagram of driving coil (a). Drive winding 1 and 3 to work； (b). Drive winding 2 and 3 to work

圖5 磁力模型原理圖Fig 5 Schematic diagram of magnetic force model

(4)

分別對單段螺線管進行分析，并將所得到的結(jié)果進行累加，于是得到沿著z軸的互感為：

(5)

其中，r0=(z1-z2)2+R2+r2-2Rrcosθ，i為螺線管層數(shù)，μ0為真空磁導(dǎo)率，N1為永磁體等效線圈匝數(shù)，N2為驅(qū)動線圈匝數(shù)，Z1為線圈長度，Z2為端面距離，H為磁體厚度，R為磁體半徑，R1為線圈內(nèi)徑，R2為線圈外徑，d為線徑。根據(jù)文獻[13-14]可知，永磁體等效成螺線管滿足：

(6)

其中，Br為永磁體剩磁，結(jié)合式(4)、(5)、(6)可以得到電磁軸驅(qū)動力模型：

(7)

3.2 新型驅(qū)動線圈結(jié)構(gòu)參數(shù)

由式(7)可以看出驅(qū)動力與線圈的直徑、長度、導(dǎo)線直徑以及磁體厚度相關(guān)。本研究通過設(shè)計正交試驗選出最優(yōu)參數(shù)組合。利用SPSS將各因素水平的順序進行隨機處理見表1，選用正交試驗表L16(45) 進行正交實驗，驅(qū)動電流設(shè)置為1 A。

表1 因素水平表

通過對比分析表2中數(shù)據(jù)可知，線圈內(nèi)徑對磁力影響最大，其次是磁體厚度、導(dǎo)線直徑、線圈長度。比較試驗指標選用最優(yōu)組合為線圈內(nèi)徑0.025 m、線圈長度0.09 m、導(dǎo)線直徑0.0005 m、磁體厚度0.05 m。

3.3 裝置驅(qū)動效率分析

該裝置將電能轉(zhuǎn)換為動子的動能，以推動血液實現(xiàn)搏動輸出。其轉(zhuǎn)換效率可以計算為電能與動子輸出的動能之比：

(8)

其中，I—驅(qū)動電流，U—驅(qū)動電壓，F(xiàn)—動子推力，v—動子運動速度。

4 實驗

按照正交實驗結(jié)果設(shè)計實驗樣機結(jié)構(gòu)見圖6，主要參數(shù)有：裝置總長為250 mm，主體長150 mm，內(nèi)徑為50 mm，外徑54 mm，殼體材料為PMMA;線圈長度為90 mm，線徑為0.5 mm漆包線;柱形永磁動子直徑為50 mm，高度為50 mm，材料為N35H型釹鐵硼，質(zhì)量為0.442 Kg;直線軸承和推桿均采用非磁性304不銹鋼，推桿直徑為5 mm。

圖6 驅(qū)動裝置圖Fig 6 Drive device size diagram 表2 正交試驗方案 Table 2 Orthogonal test table

正交試驗表L16(45)試驗號ABCD方案驅(qū)動力/F111111A1B1C1D16.273427212222A1B2C2D24.873701313333A1B3C3D33.770438414444A1B4C4D46.754597521234A2B1C3D421.46438622143A2B2C4D310.657564723412A2B3C1D215.184464824321A2B4C2D118.008507931342A3B1C4D29.942331032431A3B2C3D114.5708331133124A3B3C2D413.0870931234213A3B4C1D36.3117181341423A4B1C2D311.007851442314A4B2C1D420.619761543241A4B3C4D117.879461644132A4B4C3D215.41307K121.67216348.68798745.43115448.38936956.732227K265.31491550.72185850.52925946.97715145.413565K343.91197449.92145552.34103549.74798131.74757K464.9201446.48789247.51774445.23395161.92583k15.4180407512.1719967511.357788512.0973422514.18305675k216.3287287512.680464512.6323147511.7442877511.35339125k310.977993512.4803637513.0852587512.436995257.9368925k416.23003511.62197311.87943611.3084877515.4814575極差R43.6427524.2339664.8232914.5140330.17826因素主次A>D>C>B優(yōu)選方案A2B2C3D4

4.1 驅(qū)動裝置測試

為了測試對比理論值與實驗值，設(shè)計圖7所示靜力測試系統(tǒng)，其中直流電源型號為GPS-4303C，彈簧測力計型號NK-30。實驗選用1.5 A驅(qū)動電流，在線圈軸向均布10個位置點，并對每個位置點進行20次拉力測量，最后將測得的實驗值與理論值繪制成圖8。

圖8驅(qū)動力曲線圖

Fig8Staticcurvediagramofpermanentmagnet

從圖8中可以看出實驗曲線和理論曲線表現(xiàn)出相同的規(guī)律，且當驅(qū)動力為正時，理論值偏大，而驅(qū)動力為負時，理論值偏小。這主要是由于摩擦力與驅(qū)動力反向和同向?qū)е碌摹Ｆ渲小?～5”為“剛性驅(qū)動”階段，該階段驅(qū)動力平穩(wěn)在10～14 N之間，保證了血泵的正常工作；5點之后受力逐漸減小，7點為受力平衡點，這一階段為“柔性驅(qū)動”階段，該階段設(shè)計避免了因過載造成的血液破壞，保護了血細胞及灌注組織；當動子越過平衡位置7時，反向驅(qū)動力逐漸增大，這使得動子在短時間內(nèi)實現(xiàn)減速直至停止，避免了因機械慣性造成的撞擊和振動，使裝置保持平穩(wěn)運行。

4.2 模擬體外實驗研究

為了進一步研究該裝置在驅(qū)動泵頭工作時的流量和壓力性能，進行了模擬體外循環(huán)實驗。見圖9，驅(qū)動裝置與泵頭連接，構(gòu)成搏動泵系統(tǒng)，并將該系統(tǒng)連接到模擬體外循環(huán)管路中，測量平均灌注壓和每搏輸出量。泵腔內(nèi)柱塞直徑30 mm，厚度20 mm，泵腔長度為70 mm。系統(tǒng)中的循環(huán)介質(zhì)為動物灌注液，其粘度與血液類似。

圖9搏動泵實物圖

Fig9Pulsatingpumpsystemphysicaldiagram

4.2.1灌注壓力與電流的關(guān)系研究 基于模擬體

外循環(huán)實驗平臺，對該裝置平均灌注壓輸出特性作出研究。實驗采用的壓力傳感器型號為YW-131，結(jié)果見圖10。結(jié)果顯示平均灌注壓與驅(qū)動電流呈正相關(guān)，其擬合方程為y=33.074x+6.6563，R2=0.9784。由于該裝置的輸出壓力只與驅(qū)動力相關(guān)，因此該擬合方程在滿足驅(qū)動時的所有電流下均適用，在臨床中能夠根據(jù)目標灌注壓調(diào)節(jié)驅(qū)動電流以滿足臨床要求。

圖10 驅(qū)動電流與壓力關(guān)系圖Fig 10 Diagram of relation between driving current and pressure

4.2.2每搏輸出量研究 每搏輸出量由泵腔的工作容積以及輸出壓力決定。參考壓力實驗，設(shè)置輸出壓力分別為40、50、60、70、80 mmHg，驅(qū)動電流分別為1.1、1.4、1.7、2、2.3、2.6 A，研究驅(qū)動電流、流量和壓力的關(guān)系，實驗采用稱重的方式測流量，已知泵頭容積為49.5 mL，結(jié)果表3。

表3 每搏輸出量與容積效率

從表3中可以看出每搏輸出量與驅(qū)動電流呈正比，與輸出壓力呈反比。不同的輸出壓力對應(yīng)完全灌注(容積效率達到90%以上)時的驅(qū)動電流也不同，這是由螺線管驅(qū)動力特性決定的。驅(qū)動電流、流量和壓力三者的變化規(guī)律見表3，在臨床中可以參考表3選出相應(yīng)的電流，以獲得相應(yīng)的流量滿足臨床需求。

4.2.3搏動灌注壓測試及效率分析 基于實驗臺對裝置搏動特性及加速度特性進行研究，實驗以人在安靜狀態(tài)下的平均動脈壓100 mmHg為灌注目標[15]，按照灌注壓擬合方程計算得到驅(qū)動電流為2.82 A。由于設(shè)備原因?qū)嶋H選用的驅(qū)動電流為2.8 A，驅(qū)動電壓為31.3 V，搏動頻率周期為0.8 s，管路負荷為80 mmHg。

壓力波形見圖11，壓力范圍為80～120 mmHg，平均灌注壓為100 mmHg且搏動特性明顯。由于循環(huán)管路的彈性作用，使壓力波形在下降至接近最低壓時出現(xiàn)減緩。這說明本研究設(shè)計的驅(qū)動裝置能按照設(shè)定的壓力值輸出，且能夠很好地滿足臨床需求。

圖12為動子的加速度波形，圖中橫軸表示時間(單位格表示40 ms)，縱軸表示電壓 (單位格表示100 mV)，從波形中可以看出，動子的加速時間即做功時間大約為60 ms，故動子的平均速度為0.67 m/s。根據(jù)式(7)計算得出在驅(qū)動電流為2.8 A時動子的平均電磁力為28.7 N，再結(jié)合式(8)計算可得，該驅(qū)動裝置的驅(qū)動效率近似為21.83%。

圖11 壓力波形圖Fig 11 Pulsating pressure waveform diagram

圖12 動子加速度波形Fig 12 The waveform of acceleration of permanent magnet

5 結(jié)論

本研究基于電磁學(xué)原理設(shè)計出一種新型搏動式血泵驅(qū)動裝置，該裝置能夠輸出搏動流。所運用的堆疊螺線管驅(qū)動線圈結(jié)構(gòu)系首次提出，通過實驗和理論分析得出，該結(jié)構(gòu)驅(qū)動線圈在設(shè)計過程中所依據(jù)的理論基礎(chǔ)及數(shù)學(xué)模型是正確的，且設(shè)計過程科學(xué)合理。該結(jié)構(gòu)在滿足驅(qū)動的同時能夠避免因系統(tǒng)過載對血液造成的機械壓迫。此外，該驅(qū)動裝置能夠根據(jù)設(shè)定的壓力值選擇驅(qū)動電流特性很好地滿足了在實際臨床中的需要。

通過理論分析與實驗研究，驗證了該裝置作為搏動式血泵驅(qū)動的可行性，但就其作為一整套驅(qū)動系統(tǒng)而言尚缺乏對實時數(shù)據(jù)的采集與反饋，且該驅(qū)動裝置的驅(qū)動效率仍有待改進，在后續(xù)的研究中會逐一進行完善。