黃 峰 王楚晨 阮曉東

1.浙江科技學(xué)院機(jī)械與能源工程學(xué)院，杭州， 3100232.中國計量大學(xué)計量測試工程學(xué)院，杭州， 3100183.浙江大學(xué)流體動力與機(jī)電系統(tǒng)國家重點(diǎn)實(shí)驗(yàn)室，杭州， 310027

0 引言

根據(jù)《中國心血管病報告2017(概要)》推算，目前中國心血管病患病人數(shù)已達(dá)2.9億例，其中心力衰竭450萬例[1]。心臟移植依然是治療終末期心力衰竭最有效的方法，但由于心臟供體嚴(yán)重短缺，因此需要心臟移植的病人中大約30%～50%死于合適供體的缺乏[2]。人工心臟能夠?qū)λソ咝呐K的功能進(jìn)行補(bǔ)償，協(xié)助心臟為血液循環(huán)系統(tǒng)提供動力，可用于等待心臟供體的過渡治療甚至完全代替原有心臟進(jìn)行永久性輔助治療，已經(jīng)成為心衰治療的重要手段[3-4]。

從1953年Gibbon利用體外循環(huán)進(jìn)行心臟手術(shù)開始，研究者們對機(jī)械循環(huán)輔助開始了不斷的探索[5]。到目前為止，心室輔助裝置(ventricular assist device,VAD)的發(fā)展已經(jīng)經(jīng)歷了三個階段，懸浮式連續(xù)流旋轉(zhuǎn)血泵逐漸成為現(xiàn)在的主流。第一代臨床認(rèn)可的脈動流(pulsating flow，PF)泵是一種產(chǎn)生脈動壓力和流量的大排量泵，但其體積大，往復(fù)運(yùn)動部件壽命短，這限制了該泵的實(shí)際使用范圍。與PF-VADs相比，基于旋轉(zhuǎn)驅(qū)動的連續(xù)流(continuous flow，CF)泵具有更好的耐用性和可靠性[6]，但在常規(guī)恒泵速運(yùn)行時CF泵會降低血液循環(huán)的搏動性。有報道稱，PF-VADs支持的患者比CF-VADs支持的患者的心肌恢復(fù)潛力大3倍[7]，驗(yàn)證了循環(huán)搏動性可能在心力衰竭逆轉(zhuǎn)重構(gòu)中發(fā)揮重要作用的推測。

CF-VADs通常以恒速運(yùn)行。有學(xué)者提出對CF-VADs泵速主動調(diào)節(jié)作為一種潛在的臨床操作策略，以恢復(fù)循環(huán)搏動性，同時抑制泵內(nèi)血栓的形成[8-9]。ISING等[10]利用計算機(jī)仿真研究了幾種候選的CF-VADs流量調(diào)制算法對提高血管脈動性的作用。SOUCY等[11]用慢性缺血性心力衰竭的牛模型研究了旋轉(zhuǎn)血泵HVAD?(heartware ventricular assist device)在同步和異步泵速調(diào)制算法中對流量脈動和左心室容積卸荷的影響，結(jié)果表明轉(zhuǎn)速調(diào)制能夠增加脈動，改善心功能和器官灌注效果。美敦力公司[12]通過對HVAD?植入患者的比較研究，證明了旋轉(zhuǎn)血泵周期性速度變化可以產(chǎn)生有效的臨床效果，有轉(zhuǎn)速調(diào)制功能的患者，其中風(fēng)、敗血癥和右心衰的發(fā)生率明顯低于無轉(zhuǎn)速調(diào)制功能患者的上述病癥發(fā)生率，而總體生存率和胃腸道出血率幾乎沒有受到影響[12]。

雖然轉(zhuǎn)速調(diào)制方法有上述優(yōu)點(diǎn)，但是也會帶來一些負(fù)面影響。轉(zhuǎn)速調(diào)制迫使旋轉(zhuǎn)血泵速度急劇變化，這可能擾亂血泵的內(nèi)部流場，使泵內(nèi)剪切應(yīng)力增大從而導(dǎo)致血液損傷。然而到目前為止，關(guān)于轉(zhuǎn)速調(diào)制對血泵內(nèi)部流場影響的相關(guān)研究很少，也未見不同轉(zhuǎn)速調(diào)制波形在流場變化和剪應(yīng)力增大方面的對比研究。因此，本研究以自主研發(fā)的離心旋轉(zhuǎn)血泵為對象，通過心血管系統(tǒng)-旋轉(zhuǎn)血泵數(shù)學(xué)模型的聯(lián)合系統(tǒng)仿真得到勻速、正弦波、方波以及三角波轉(zhuǎn)速調(diào)制下血泵與心臟并聯(lián)時的進(jìn)出口工作壓力，并在該壓力邊界條件下進(jìn)行旋轉(zhuǎn)血泵計算流體動力學(xué)模擬，對比分析轉(zhuǎn)速調(diào)制對血泵流場的速度分布以及剪切應(yīng)力分布的影響，為旋轉(zhuǎn)血泵的轉(zhuǎn)速調(diào)制策略優(yōu)化提供參考依據(jù)。

1 材料和方法

1.1 研究對象

本文的研究對象為實(shí)驗(yàn)室自主研發(fā)的連續(xù)流式離心旋轉(zhuǎn)血泵[2]，血泵結(jié)構(gòu)如圖1所示。血泵的具體幾何參數(shù)為：入口內(nèi)徑6 mm、出口內(nèi)徑8 mm、外殼直徑70 mm、轉(zhuǎn)子外徑50 mm、表面積138 cm2、整體體積1.83×10-5m3。

(a)實(shí)體血泵分解圖 (b)血泵實(shí)體圖

(c)血泵剖面圖圖1 離心血泵分解圖、實(shí)體圖與剖面圖Fig.1 Decomposition diagram, solid diagram andsection diagram of the heart pump

1.2 計算流體動力學(xué)模擬

1.2.1網(wǎng)格劃分

首先使用SolidWorks對已有的離心血泵模型進(jìn)行流域的提取，得到全部的流體流域。為了更方便地觀察進(jìn)出口處的血液流動，對出口管和入口管處做了延長處理，使血液流動能夠充分地發(fā)展。采用商用數(shù)值模擬前處理軟件ICEM對流域進(jìn)行網(wǎng)格劃分(圖2)。由于血泵的結(jié)構(gòu)比較復(fù)雜，將血泵流體域劃分為入口管、葉輪主流道、蝸殼和出口管四個部分，每個部分分別劃分網(wǎng)格以提高模擬結(jié)果的準(zhǔn)確性，總體網(wǎng)格如圖2a所示。網(wǎng)格劃分全部采用結(jié)構(gòu)化的六面體網(wǎng)格，網(wǎng)格總數(shù)為566萬。進(jìn)出口管以及葉輪中心部分采用經(jīng)典的O形網(wǎng)格劃分。由于葉輪結(jié)構(gòu)較為復(fù)雜，將葉輪按葉片分別進(jìn)行劃分(圖2c)，最后進(jìn)行組合(圖2d)。對葉片以及部分窄面進(jìn)行局部加密處理以提高網(wǎng)格質(zhì)量。將劃分好的網(wǎng)格進(jìn)行網(wǎng)格質(zhì)量驗(yàn)證，結(jié)果表明，除葉輪葉片處極小部分網(wǎng)格外，大部分網(wǎng)格質(zhì)量均較好，網(wǎng)格質(zhì)量滿足要求。此外，將各部分網(wǎng)格分別加密30%進(jìn)行網(wǎng)格無關(guān)性驗(yàn)證，其余設(shè)置均保持一致，對比加密前后3000 r/min恒速條件下的揚(yáng)程，結(jié)果表明，網(wǎng)格加密后的揚(yáng)程變化在1%以內(nèi)，證明該計算結(jié)果對網(wǎng)格個數(shù)不敏感，當(dāng)前的網(wǎng)格數(shù)可以捕捉流場信息，進(jìn)一步驗(yàn)證了網(wǎng)格劃分的有效性。

(a)總體網(wǎng)絡(luò) (b)蝸殼處網(wǎng)格

(c)葉輪拆分網(wǎng)格 (d)葉輪總體網(wǎng)格圖2 血泵的總體和局部網(wǎng)格劃分Fig.2 Local and global meshing of blood pump

1.2.2數(shù)值模擬方案

數(shù)值模擬中使用的工作流體為血液，密度為1050 kg/m3，動力黏度為0.0035 kg/(m·s)。由于高剪切速率下血液的剪切稀化等非牛頓流體性質(zhì)不明顯，因此在本研究中將血液看作一種血細(xì)胞均勻分布的牛頓流體[13]。湍流模型采用剪切力傳輸模型SST，相比標(biāo)準(zhǔn)的κ-ω模型，該模型在廣泛的流動領(lǐng)域中具有更高的精度和可信度。將葉輪定義為旋轉(zhuǎn)域，使用旋轉(zhuǎn)坐標(biāo)系固定。同時將旋轉(zhuǎn)域和靜止域的動靜交界面設(shè)為“Frozen rotor”，固體壁面設(shè)置為無滑移。

1.2.3邊界條件

葉輪的初始轉(zhuǎn)速設(shè)置為3000 r/min，速度調(diào)制的正弦波、方波、三角波三種波形如圖3所示，三種調(diào)制轉(zhuǎn)速均在2500～3500 r/min范圍內(nèi)波動。血泵速度周期與心臟脈動周期異步，即泵速以獨(dú)立于自然心率(60 次/min)的速度調(diào)節(jié)，周期設(shè)置為2 s。

圖3 三種轉(zhuǎn)速調(diào)制的波形Fig.3 Waveforms of three speed modulations

血泵進(jìn)口和出口都設(shè)置為動態(tài)壓力邊界條件。該邊界條件由旋轉(zhuǎn)血泵和心血管系統(tǒng)模型的聯(lián)合系統(tǒng)仿真得到。心血管系統(tǒng)采用集總參數(shù)模型，由左右心房、左右心室、肺動脈和體動脈負(fù)荷、體靜脈和肺靜脈回流組成(圖4)，旋轉(zhuǎn)血泵模型則由系統(tǒng)辨識得到[14]。系統(tǒng)仿真在MATLAB/Simulink中進(jìn)行，最后得到了旋轉(zhuǎn)血泵在勻速以及正弦波、方波和三角波轉(zhuǎn)速調(diào)制下的進(jìn)出口壓力。上述系統(tǒng)仿真的左心室都設(shè)置為衰竭情況，搏動能力為正常情況的30%。

Simulink系統(tǒng)仿真采用ode45求解器，采樣周期為0.001 s，仿真時間為30 s。本文中LVAD的連接方式為左心室到主動脈，其進(jìn)出口壓力分別為左心室壓力和主動脈壓力。在得到心衰時不同調(diào)制轉(zhuǎn)速下的左心室和主動脈壓力隨時間的變化數(shù)據(jù)后，通過MATLAB中曲線擬合模塊中的傅里葉數(shù)據(jù)擬合方法得到壓力變化的擬合函數(shù)，該擬合函數(shù)最終設(shè)置為CFD數(shù)值模擬的動態(tài)壓力邊界條件。血泵進(jìn)出口動態(tài)壓力的系統(tǒng)仿真結(jié)果與擬合曲線如圖5所示，血泵入口和出口壓力數(shù)據(jù)擬合的復(fù)相關(guān)系數(shù)均大于0.98，表明擬合結(jié)果很好。

(a)血泵出口壓力

(b)血泵入口壓力圖5 血泵進(jìn)出口動態(tài)壓力的系統(tǒng)仿真結(jié)果與擬合曲線Fig.5 Systematic simulation results and fitting curvesof inlet and outlet dynamic pressures

1.2.4水力特性驗(yàn)證

圖6 血泵穩(wěn)態(tài)水力特性的CFD模擬與實(shí)驗(yàn)結(jié)果對比Fig.6 Comparison between numerical calculation andexperimental measurement results ofhydraulic characteristics

為了驗(yàn)證模型的有效性，通過CFD模擬得到了血泵在轉(zhuǎn)速為3000 r/min時的穩(wěn)態(tài)水力特性曲線，并與實(shí)驗(yàn)結(jié)果[2]進(jìn)行了對比，對比結(jié)果如圖6所示。CFD仿真結(jié)果與實(shí)驗(yàn)結(jié)果的誤差在0.88%～6.7%之間，表明仿真結(jié)果與實(shí)驗(yàn)結(jié)果吻合較好，驗(yàn)證了數(shù)值模擬設(shè)置的湍流模型、邊界條件的有效性，說明數(shù)值模擬能夠較準(zhǔn)確地反映實(shí)際的流動情況。此外，也進(jìn)行了脈動流量條件下的CFD模型實(shí)驗(yàn)驗(yàn)證，結(jié)果表明CFD模型預(yù)測的結(jié)果和實(shí)驗(yàn)結(jié)果吻合較好，證明了本研究采用的CFD模型同樣適合脈動條件下的模擬[15]。

1.3 標(biāo)量剪切應(yīng)力

血泵內(nèi)的標(biāo)量剪切應(yīng)力(scalar shear stress，SSS)與血細(xì)胞破壞程度有著密切關(guān)系。標(biāo)量剪切應(yīng)力σ由模擬速度場計算得到：

其中，τii、τij、τjj為剪切應(yīng)力張量在笛卡兒坐標(biāo)系中的六個分量[16]。SSS按大小分為三大類：①σ<10 Pa,屬于生理范疇；②10 Pa≤σ≤100 Pa,屬于非生理范疇；③σ>100 Pa,屬于極端非生理范疇。當(dāng)血液暴露在非生理SSS時，會引起血小板活化和溶血；暴露在極端非生理SSS時，會引起血小板活化、受體脫落、細(xì)胞破裂等血細(xì)胞結(jié)構(gòu)和功能損傷[17]。

2 結(jié)果

2.1 血泵流量

圖7 CFD模擬得到的不同轉(zhuǎn)速波形下的流量最大值、最小值和均值Fig.7 Flow values obtained by CFD simulation underdifferent speed profiles

在3000 r/min勻轉(zhuǎn)速和三種轉(zhuǎn)速調(diào)制波形條件下，CFD模擬得到的血泵流量最大值、最小值和均值如圖7所示。轉(zhuǎn)速調(diào)制運(yùn)行時的流量均值分別為正弦波5.723 L/min、三角波5.742 L/min、方波5.849 L/min，均略高于勻速3000 r/min運(yùn)行下的流量均值5.593 L/min。正如預(yù)測的那樣，相比恒定轉(zhuǎn)速的情況，轉(zhuǎn)速調(diào)制下產(chǎn)生的流量脈動更大。而恒定泵速(3000 r/min)下平均流量的實(shí)驗(yàn)數(shù)據(jù)為5.0 L/min[2]，小于CFD模擬的結(jié)果，這一差異主要是由于實(shí)驗(yàn)數(shù)據(jù)是在血泵恒定的進(jìn)出口壓力下測得的，而本研究中即使是恒定轉(zhuǎn)速條件，由于心臟殘余的搏動能力，血泵的進(jìn)出口壓力仍具有一定的波動。

2.2 剪切應(yīng)力分布

血泵上泵殼表面的壁面剪切應(yīng)力(wall shear stress, WSS)分布云圖見圖8，該圖顯示了勻轉(zhuǎn)速以及三種轉(zhuǎn)速調(diào)制波形下，1個速度調(diào)制周期內(nèi)5個離散時間點(diǎn)的WSS分布情況。勻轉(zhuǎn)速狀態(tài)下，各時間點(diǎn)的剪切力大小基本一致，高剪切區(qū)域集中在葉輪葉片的后緣。當(dāng)轉(zhuǎn)子處于減速階段時，三種轉(zhuǎn)速調(diào)制波形下的WSS均小于勻轉(zhuǎn)速狀態(tài)下的WSS，并在轉(zhuǎn)子速度降到最小(2500 r/min)時同步減小到最小值；在轉(zhuǎn)子加速階段，WSS沿葉輪半徑逐漸增大，在轉(zhuǎn)速達(dá)到最大值(3500 r/min)時，葉輪尾緣處的WSS數(shù)值和區(qū)域面積都達(dá)到最大值，該情況在減速階段逐漸緩解?？傮w來看，WSS大小與轉(zhuǎn)速的大小成正比，四種狀態(tài)的最大WSS分別為勻速256.887 Pa、正弦波292.401 Pa、三角波290.433 Pa、方波320.764 Pa。方波調(diào)制下(圖8)各時間點(diǎn)的WSS數(shù)值大于其他波形下WSS數(shù)值，但總體趨勢較為穩(wěn)定。

(a)勻轉(zhuǎn)速

(b)正弦波

(c)三角波

(d)方波圖8 勻轉(zhuǎn)速、正弦波、三角波和方波轉(zhuǎn)速調(diào)制條件下血泵的WSS分布Fig.8 WSS distribution under constant, sinusoidal, triangular and square speed modulations

在勻速及三種速度調(diào)制下不同時間節(jié)點(diǎn)的SSS中，正弦波的最大SSS為153.9 Pa，三角波為146.3 Pa，方波為146.5 Pa，而勻速為131.125 Pa?？梢娝姆N狀態(tài)均存在極端非生理范疇，但是轉(zhuǎn)速調(diào)制會產(chǎn)生更大的SSS。使用CFD后處理軟件得到大于100 Pa的極端非生理SSS區(qū)域如圖9所示，極端非生理區(qū)域主要集中在葉輪葉片的前緣、后緣，以及葉輪和蝸殼的交界處，區(qū)域體積隨速度的增大而增大。

(a)勻轉(zhuǎn)速

(b)正弦波

(c)三角波

(d)方波圖9 勻轉(zhuǎn)速、正弦波、三角波和方波轉(zhuǎn)速調(diào)制條件下血泵內(nèi)SSS的極端非生理區(qū)域Fig.9 Extreme nonphysiological areas of the SSS inside the blood pump under constant, sinusoidal, triangular andsquare speed modulations

血泵內(nèi)三種范疇的SSS的瞬時體積分布如圖10所示。結(jié)合轉(zhuǎn)速調(diào)制時血泵的速度變化情況可以看出，在0.5～1.5 s下，當(dāng)泵速增大時，SSS為0～10 Pa的體積在減小，而SSS為10～100 Pa及100 Pa以上的體積在增大。這說明血泵內(nèi)高SSS區(qū)域隨著轉(zhuǎn)速的增大而增大。將不同運(yùn)行狀態(tài)下三種范疇的SSS體積占比取均值，可以得到勻速狀態(tài)下SSS在0～10 Pa之間的體積占比為70.32%，而正弦波下為70.87%，三角波下為70.82%，方波下為69.99%；勻速狀態(tài)下SSS在10～100 Pa之間的體積占比為17.26%，而正弦波下為17.38%，三角波下為17.18%，方波下為17.90%；勻速狀態(tài)下SSS大于100 Pa的體積占比為0.20%，而正弦波下為0.18%，三角波下為0.20%，方波下為0.19%?？梢姡c勻轉(zhuǎn)速狀態(tài)相比，三種速度調(diào)制波形對SSS的體積占比總體影響不大，因此不會顯著增大血液損傷的風(fēng)險，而這其中又以正弦波的極端非生理區(qū)域最小。

(a)SSS值0～10 Pa

(b)SSS值10～100 Pa

(c)SSS值大于100 Pa圖10 血泵內(nèi)SSS瞬時體積分布Fig.10 SSS instantaneous volume distributioninside the blood pump

2.3 速度

截取血泵內(nèi)的一個截面來觀察血液速度分布情況，截面的具體位置如圖11所示。該截面上的血液速度分布如圖12所示。通過葉輪處于最小轉(zhuǎn)速階段與勻速狀態(tài)的對比可以明顯看出，葉輪中心靠下的位置會在低轉(zhuǎn)速時形成停滯區(qū)域，且正弦波和方波轉(zhuǎn)速調(diào)制時的停滯區(qū)域更大；在加速階段，血液速度明顯增大，葉輪尾緣以及蝸殼和葉輪的邊界處的漩渦變大；當(dāng)葉輪轉(zhuǎn)速最大時，葉輪外緣觀察到了明顯的流動分離區(qū)域，其中正弦波調(diào)制下的流動分離區(qū)域大于其他兩種調(diào)制波形下的流動分離區(qū)域；在之后的轉(zhuǎn)子減速階段，流動分離區(qū)域面積明顯減小，血液流動逐漸趨于穩(wěn)定。

圖11 截面位置Fig.11 Cross section position

3 討論

CF-VAD作為一種可行的心力衰竭治療手段，已經(jīng)被廣泛應(yīng)用于臨床中，并已證明它在可靠性等方面優(yōu)于PF-VAD。然而，臨床上不良事件發(fā)生的風(fēng)險并未完全消除[18],潛在的影響因素包括血管搏動性降低、持續(xù)的心室容積卸荷以及CF-VAD產(chǎn)生的非生理剪應(yīng)力等。在勻速條件下，CF-VAD可能降低血管搏動性，甚至導(dǎo)致主動脈瓣永久性關(guān)閉。盡管近幾十年來對非生理搏動的潛在后果仍處于爭論中，但目前最新的旋轉(zhuǎn)血泵已經(jīng)開始嘗試在臨床上利用轉(zhuǎn)速調(diào)制等策略來增強(qiáng)CF-VAD旋轉(zhuǎn)血泵的脈動性[19]。

脈動性指數(shù)(PI)是文獻(xiàn)中常用來表征生理脈動的指標(biāo)，通常定義為最大(峰)和最小(谷)流量之差與平均流量的比值。本研究中，對離心旋轉(zhuǎn)血泵在四種運(yùn)行模式中的PI值進(jìn)行了分析，其中勻轉(zhuǎn)速情況下的PI值為0.704，三種轉(zhuǎn)速調(diào)制波形下的PI值分別為：正弦波1.466、三角波0.927、方波1.085。由此可見，正弦波調(diào)制可獲得最大的PI值，且達(dá)到勻速情況PI值的2倍以上。

剪切應(yīng)力是造成血液損傷的主要原因。CFD模擬結(jié)果表明，WSS和SSS隨心臟周期和泵轉(zhuǎn)速的變化而變化。葉輪轉(zhuǎn)子附近的剪切應(yīng)力水平與泵的轉(zhuǎn)速大小密切相關(guān)。當(dāng)泵轉(zhuǎn)速增大時，WSS和SSS增大，反之則減小，即高轉(zhuǎn)速會引起更大的血液損傷。對比三種轉(zhuǎn)速調(diào)制波形的結(jié)果發(fā)現(xiàn)，方波調(diào)制時的WSS大于其他兩種波形調(diào)制時的WSS，而速度調(diào)制對SSS的整體影響不大，正弦波調(diào)制具有最小的極端非生理區(qū)域。

(a)勻轉(zhuǎn)速 (b)正弦波 (c)三角波 (d)方波圖12 勻轉(zhuǎn)速、正弦波、三角波和方波轉(zhuǎn)速調(diào)制條件下血泵內(nèi)的速度分布Fig.12 Velocity distribution inside the blood pump under constant, sinusoidal, triangular and square speed modulations

旋轉(zhuǎn)血泵內(nèi)血液的速度大小和方向也與泵轉(zhuǎn)速密切相關(guān)，低轉(zhuǎn)速會造成在轉(zhuǎn)子中心靠下的位置形成停滯區(qū)域，高轉(zhuǎn)速則會出現(xiàn)明顯的漩渦和流動脫離區(qū)域。三種轉(zhuǎn)速調(diào)制波形的對比結(jié)果表明，方波調(diào)制對泵內(nèi)血液速度的不良影響最小。

4 結(jié)語

本研究的CFD模擬結(jié)果表明，旋轉(zhuǎn)血泵在主動轉(zhuǎn)速調(diào)制下運(yùn)行是一種可行的方案，可以恢復(fù)循環(huán)搏動性，并且不會增加血液損傷的風(fēng)險。三種速度調(diào)制波形中，正弦波可獲得最大的流量脈動，且極端非生理SSS區(qū)域最小，是相對理想的調(diào)制波形。本研究得到的多種轉(zhuǎn)速調(diào)制CFD模擬結(jié)果可為今后臨床試驗(yàn)中旋轉(zhuǎn)血泵的轉(zhuǎn)速調(diào)制策略選擇提供參考，甚至在未來的旋轉(zhuǎn)血泵水力設(shè)計中轉(zhuǎn)速調(diào)制工況可能會成為一種需要考慮的重要因素。由于受到一些客觀條件的約束，本研究仍有以下問題有待進(jìn)一步研究：

(1)本文采用的轉(zhuǎn)速調(diào)制波形仍是一些基礎(chǔ)波形，未來血泵生理控制條件下產(chǎn)生的轉(zhuǎn)速波形更加復(fù)雜，可以在本研究的基礎(chǔ)上結(jié)合血泵的生理控制算法進(jìn)行系統(tǒng)仿真，進(jìn)一步探究復(fù)雜生理控制下旋轉(zhuǎn)血泵的流場變化情況。

(2)本文只研究了轉(zhuǎn)速調(diào)制條件下旋轉(zhuǎn)血泵內(nèi)部的流場變化，從流場剪應(yīng)力和定性的角度討論了可能存在的血液破壞情況，未來可引入溶血模型，定量地研究復(fù)雜轉(zhuǎn)速調(diào)制下旋轉(zhuǎn)血泵的溶血情況。

(3)本研究的對象是自主研發(fā)的旋轉(zhuǎn)血泵，轉(zhuǎn)速調(diào)制對血泵流場影響的結(jié)果是否同樣適用于其他血泵還有待進(jìn)一步的驗(yàn)證，但是提出的方法對其他旋轉(zhuǎn)血泵是同樣適用的。