離心式磁懸浮血泵溶血性能分析

王義文，張 帆，方 媛，董百川，周 亮

哈爾濱理工大學機械動力工程學院，哈爾濱市，150080

離心式磁懸浮血泵溶血性能分析

【作 者】王義文，張 帆，方 媛，董百川，周 亮

哈爾濱理工大學機械動力工程學院，哈爾濱市，150080

對自主研制的離心式磁懸浮血泵，為分析研究其溶血性能，對其內(nèi)流場進行建模，在Fluent中進行計算流體力學分析；搭建體外溶血實驗裝置，在設(shè)計工況下，測量一定時間間隔內(nèi)血漿中游離蛋白含量及紅細胞壓積，計算出血泵的標準溶血指數(shù)。數(shù)值模擬結(jié)果顯示血泵整個流道內(nèi)靜壓力分布均勻，各流道間過渡平穩(wěn)；內(nèi)部壁面剪切力均在150 Pa以下，紅細胞發(fā)生破壞與暴露時間無關(guān)。體外溶血實驗得到標準溶血指數(shù)NIH值為(0.002 9±0.000 7) mg/L，符合人類生理學要求。

磁懸浮血泵；溶血性能；計算流體力學；體外溶血實驗

0 引言

心力衰竭是一種臨床綜合癥，是指心臟的心室功能不全或心臟機能受限，它會隨著心肌的減弱而逐漸發(fā)展，導(dǎo)致心臟泵血功能失衡；長期的心衰會使心臟泵血能力降低，致使血液在肺部和其他組織器官的積聚。對終末期心力衰竭患者而言，心臟移植雖然能夠為其提供永久性的治療，但是調(diào)查顯示，每年在等待中的50 000名患者當中卻只有2 500人可以進行心臟移植手術(shù)[1]。因此人們渴望出現(xiàn)一種機械——心室輔助裝置，為不健康的心臟提供支持，減輕痛苦，藉此來挽救更多的生命[2]。

血泵作為心室輔助裝置的核心部件，它的歷史起源于19世紀初期，1812年LeGallois提出用體外灌注以保證體內(nèi)或體外器官的存活。1934年年底Gibbon用橡皮手套模仿DaleSchuster泵制成了血泵，并與1953年加以改進，成功地在臨床上得以應(yīng)用，標志著現(xiàn)代心臟外科時代的開端[3]。縱觀人工心臟的發(fā)展歷程，可將其大致分成仿照自然心臟研制的第一代搏動泵；需有軸承支撐的基于磁力耦合驅(qū)動方式的第二代旋轉(zhuǎn)葉輪泵；及基于二代血泵應(yīng)用懸浮技術(shù)研制的第三代血泵，第三代磁懸浮血泵的葉輪懸浮于血泵體內(nèi)，不存在軸承磨損問題，提高了血泵的使用壽命，因此更加適合于持久的循環(huán)支持[4]。但在血泵運轉(zhuǎn)過程中，由于葉輪高速運轉(zhuǎn)、流體的溫度變化、流道的材料等都會對紅細胞及其它血液成分造成不同程度的破壞，即發(fā)生血損現(xiàn)象，從而影響了血液循環(huán)，嚴重的甚至會危及生命[5]。因此如何減小高轉(zhuǎn)速下切應(yīng)力對血液的損傷，解決溶血等問題成為當下血泵發(fā)展過程中面臨的重大挑戰(zhàn)之一。本文針對以上提到的問題，采用計算流體力學模擬和體外循環(huán)試驗相互結(jié)合的方法來描述自主研制的無葉片離心式磁懸浮血泵在一系列生理條件下的溶血特性，來系統(tǒng)地分析和研究血泵由于切應(yīng)力作用而引起的血液損傷情況。這對該血泵的進一步優(yōu)化設(shè)計及動物臨床實驗都具有重要的指導(dǎo)意義。

1 材料和方法

1.1 血泵的結(jié)構(gòu)原理

本文研究的血泵，是一種自主開發(fā)的無葉片的離心式旋轉(zhuǎn)血泵，主要組成包括泵腔、葉輪、永磁體、電機、傳感器等，采用磁懸浮技術(shù)來控制旋轉(zhuǎn)葉輪的位置和轉(zhuǎn)矩，集中體現(xiàn)了無軸承的驅(qū)動技術(shù)，泵的整體結(jié)構(gòu)非常簡單，是完全獨立模塊化的運動單元。電磁轉(zhuǎn)子直接集成到葉輪上，泵的本身由非常少的部分組成，即葉輪或轉(zhuǎn)子和外面兩部分的殼，二維結(jié)構(gòu)簡圖如圖1所示。工作原理是在電機的驅(qū)動下，利用磁懸浮技術(shù)使得葉輪轉(zhuǎn)子旋轉(zhuǎn)，血液自泵體上部中心入口流入后，高速旋轉(zhuǎn)的葉輪轉(zhuǎn)子使其做圓形旋轉(zhuǎn)，而后將血液沿轉(zhuǎn)子外沿拋至蝸殼出口處，進而從出口泵出。

圖1 血泵結(jié)構(gòu)簡圖Fig.1 Blood pump structure diagram

1.2 血泵的CFD分析

在進行cFD分析前，首先采用三維建模軟件Solidworks對血泵的流道進行建模，如圖2所示，包括葉輪流道、蝸殼流道、血液進出口流道等。在不影響內(nèi)部流場計算分析結(jié)果的前提下，盡可能的簡化模型。

圖2 血泵三維流道模型Fig.2 Blood pump three dimensional fow model

在對血泵流場分析時，假設(shè)循環(huán)介質(zhì)血液為不可壓縮的牛頓流體，其密度為1.055×103kg/m3，黏度為3.5×10-3Pa·s，在泵體內(nèi)部流動為三維不可壓穩(wěn)態(tài)黏性湍流場，根據(jù)流體力學理論及血液在泵內(nèi)的流動狀態(tài)，建立由連續(xù)性方程、運動方程、湍流附加方程聯(lián)立的控制方程組[6]。采用六面體網(wǎng)格劃分形式，并對血泵的隔舌處采取了局部的加密；在計算時需將計算區(qū)域分成兩大部分：一部分包含運動的葉輪，既轉(zhuǎn)子區(qū)，另一部分包含靜止的蝸殼，稱為定子區(qū)；兩個區(qū)域的計算分別采用兩個參考坐標系來進行，葉輪所在區(qū)域（轉(zhuǎn)子區(qū)）采用以葉輪速度旋轉(zhuǎn)的參考系，另一部分區(qū)域（定子區(qū)）使用靜止參考系，參考系邊界可以直接進行數(shù)據(jù)交換。離散控制方程采用貼體坐標下的有限體積法（Finite Volume Method，F(xiàn)VM），壓力—速度耦合方式采用SIMPLe算法。

本次模擬采用多重參考坐標系模型(Multi-Reference Frame，MRF)按照定常流來近似模擬旋轉(zhuǎn)流場，對葉輪和泵殼區(qū)域同時進行求解。葉輪的轉(zhuǎn)速設(shè)置在2 000～3 500 r/min之間，血液流量在0～10 L/min之間，入口壓力取標準大氣壓，輸出出口壓力，壁面邊界為固壁無滑移[7]。最后模擬出血泵內(nèi)部靜壓力分布及壁面剪切應(yīng)力分布情況。

1.3 體外溶血實驗

血泵溶血性能的好壞直接影響到臨床試驗中動物的存活時間，所以在動物實驗前通過溶血實驗檢測血泵的溶血性能，在滿足基本的溶血要求后再進行動物實驗，就可以有效地減少動物試驗的次數(shù)，從而縮短研發(fā)周期，節(jié)約成本。在進行溶血實驗前需要搭建溶血實驗臺。由于本次溶血實驗的目的只是為了檢驗血泵對血液中紅細胞的破壞程度，因此實驗臺在滿足生理要求的前提下做了相應(yīng)的簡化。如圖3所示，溶血試驗臺的組成包括自制血泵、恒溫水箱（76-1a型恒溫玻璃水浴，金壇市華城海納儀器廠）、貯血器（東莞科威醫(yī)療器械有限公司）、硅膠軟管（東莞科威醫(yī)療器械有限公司）、流量計(HZ-cSB-100a，金湖匯智)、壓力計(MD-S300Z，上海隆旅儀器儀表)、便攜式表面溫度計（Drrcom JXB-178型）、溢流閥等。

圖3 溶血試驗臺Fig.3 Hemolysis experiment platform

如圖4所示，該溶血實驗臺的工作原理是流量計、壓力計、恒溫水浴鍋穩(wěn)定的直流電由穩(wěn)壓直流電源提供，220 V交流電為電機和穩(wěn)壓直流電源供電，流量計設(shè)置在血泵的出口端，并與血泵串聯(lián)，兩個壓力表并聯(lián)在血泵兩端，溢流閥接在血泵出口與壓力表之間，整個循環(huán)回路中采用硅膠軟管進行連接，電機轉(zhuǎn)速控制盒來間接控制葉輪的轉(zhuǎn)速，血泵的入口壓力通過調(diào)節(jié)貯血器液面高度來實現(xiàn)，流量通過調(diào)節(jié)溢流閥開度大小來實現(xiàn)。

圖4 工作原理圖Fig.4 Working principle diagram

溶血實驗之前，從當?shù)氐呐鍪占诵迈r的牛血，與枸橘酸鈉按9:1進行抗凝。用0.9%生理鹽水沖洗實驗系統(tǒng)，排空后壓力、流量探測器調(diào)零。安裝葉輪血泵，連接循環(huán)回路，組成模擬循環(huán)系統(tǒng)；將循環(huán)介質(zhì)注入模擬循環(huán)管路中，試轉(zhuǎn)血泵使血細胞與血漿混合均勻。設(shè)置恒溫水浴鍋溫度保持在37oc，調(diào)節(jié)電機轉(zhuǎn)速控制盒及阻尼閥使血泵輸出為：流量3 L/min，轉(zhuǎn)速為2 500 r/min，進出口壓差100 mmHg(1 mmHg=133.32 Pa)。啟動血泵，并在啟動4 h中，每間隔0.5 h取樣一次離心并保存。測量實驗中所采集的血樣的血紅蛋白含量(Free Hemoglobin, FHB)和紅細胞壓積(Hematocrit, HcT)，計算出血泵的標準溶血指數(shù)(Normalized Index of Hemolysis, NIH)，本次實驗結(jié)束。

國際上通用的衡量血泵溶血性能好壞采用標準溶血指數(shù)，標準溶血指數(shù)定義為血泵在泵出100 L壓積標準化血液后所產(chǎn)生的FHB克數(shù)，單位(mg/dL或g/100L)[8]。標準溶血指標的公式為:

NIH=△FHB×V[(100-Hct)/100]×[100/(Q×T)]

其中，△FHB為測試時間間隔內(nèi)FHB的增量值，V為總循環(huán)容量(單位是L)； Hct為血液中的紅細胞壓積(單位為%)；Q為血泵的流量(L/min)；T為測試時間間隔(min)。

2 結(jié)果與分析

2.1 CFD計算結(jié)果分析

本文采用 FLUeNT 前處理軟件 GaMBIT對整個計算域進行網(wǎng)格劃分。劃分結(jié)果如圖5，經(jīng)檢查網(wǎng)格質(zhì)量equisize小于0.85，網(wǎng)格質(zhì)量較好，滿足高精度計算要求。

圖5 模型的網(wǎng)格劃分Fig.5 Model grid partition

圖6所示為轉(zhuǎn)速2 500 r/min，流量3 L/min工況下血泵的剖面（y=0.08）壓力分布云圖，從中可以看出葉輪流道正壓面雖然存在著局部的高壓區(qū)域，但整體看來血液流體的壓力分布均勻，較為清晰地反映了泵提升血流壓力的功能。

圖6 血泵內(nèi)部壓力云圖Fig.6 Internal pressure image of blood pump

如圖7(a) (b)為轉(zhuǎn)速2 500 r/min，流量3 L/min及轉(zhuǎn)速3 000 r/min，流量3 L/min條件下蝸殼及葉輪流道表面切應(yīng)力的分布情況，由圖7可知，不同工況下血泵表面的剪切力分布相似，泵殼上的剪切應(yīng)力相對較小且分布均勻；而葉輪表面剪切力相對較大，高剪切力區(qū)域在葉輪外延；隨著葉輪轉(zhuǎn)速的增大，葉輪流道受到的剪切應(yīng)力明顯增大，高剪切力區(qū)域也越大；而在葉輪轉(zhuǎn)速相同的條件下，隨著入口流量的增大，切應(yīng)力有減小的趨勢，這與血紅蛋白的暴露時間有關(guān)。

圖8(a) (b)分別為轉(zhuǎn)速2 500 r/min ，流量3 L/min及轉(zhuǎn)速3 000 r/min ，流量3 L/min條件下血泵各接觸面剪切應(yīng)力分布圖，灰色代表葉輪流道，黑色代表外殼流道，橫坐標表示血泵的相對位置，縱坐標表示剪切力大?。粡闹形覀兛梢郧宄氐玫饺~輪及蝸殼流道剪切應(yīng)力的分布情況及各工況下剪切應(yīng)力的最大值，可以看出各個工況下高剪切應(yīng)力都發(fā)生在葉輪壁面，且剪切應(yīng)力的最大值沒有超過150 Pa，因此即使暴露的時間很長，紅細胞也不會因此而受到破壞[9]。

2.2 體外溶血實驗結(jié)果

實驗重復(fù)3次進行，最后取平均值計算NIH。3次實驗中，轉(zhuǎn)泵前、轉(zhuǎn)泵后0.5，1，1.5，2，2.5，3,3.5，4 h時測得血漿中FHB和HcT結(jié)果如表1所示。從而計算出每次實驗得到的NIH，最后得出總體NIH=(0.002 9±0.000 7) mg/L。

圖7 血泵切應(yīng)力分布云圖Fig.7 Stress distribution of blood pump

圖8 接觸面剪切力分布Fig.8 Shear force distribution of the contact surface

表1 體外溶血實驗結(jié)果Tab.1 Hemolysis test in vitro

3 結(jié)果與討論

血泵的溶血性能是衡量任何一種血泵好壞的最重要指標之一[10]。通過合理的設(shè)計血泵機構(gòu)及葉輪形狀可以使血泵的溶血明顯降低。本文首先利用cFD仿真技術(shù)對自主研制的無葉片離心式磁懸浮血泵進行了流暢仿真分析，結(jié)果表明雖然存在著局部的高壓區(qū)域，但從整體來說血液流體的壓力分布均勻；不同工況下血泵表面的剪切應(yīng)力分布相似，泵殼上的剪切應(yīng)力較小且分布均勻；而葉輪表面剪切力相對較大；隨著葉輪轉(zhuǎn)速的增大，葉輪流道受到的剪切應(yīng)力增大，高剪切力區(qū)域也越大；血泵內(nèi)部壁面剪切力沒有超過150 Pa，因此即使暴露的時間很長，紅細胞也不會破壞。然后再用實驗進行驗證，測得血泵NIH=(0.0 029±0.0 007) mg/L。實驗與仿真結(jié)果相契合。說明該血泵具有良好的溶血性能，這對設(shè)計出更加符合人類血液生理學流動的葉輪和蝸殼及臨床動物實驗中的應(yīng)用都具有重要的指導(dǎo)意義。

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Hemolysis Performance Analysis of the Centrifugal Maglev Blood Pump

【 Writers 】WANG Yiwen, ZHANG Fan, FANG Yuan, DONG Baichuan, ZHOU Liang
School of Mechanical and Power Engineering, Harbin University of Science and Technology, Harbin, 150080

maglev blood pump, hemolysis performance, computational fuid dynamics, in vitro hemolysis experiment

R 318

A

10.3969/j.issn.1671-7104.2016.03.004

1671-7104(2016)03-0169-04

2016-02-16

王義文，e-mail: yiwenwang0451@126.com

【 Abstract 】In order to analyze and study the hemolysis performance of the centrifugal maglev blood pump, which was designed by ourselves, this paper built the mathematical model and computational fuid dynamics analyzed it using Fluent. Then we set up the in vitro hemolysis experiment platform, in case of the design condition, the content of free hemoglobin and hematocrit in plasma were measured in a certain time interval, and calculated the normalized index of hemolysis of the blood pump. The numerical simulation results show the internal static pressure distribution is smooth inside the pump, the wall shear stress inside the pump is less than 150 Pa. Therefore, the red blood cell damage and exposure time is independent. The normalized index of hemolysis is (0.002 9±0.000 7) mg/L, which is in accordance with human physiological requirement.