离心式磁悬浮血泵溶血性能分析

王义文，张 帆，方 媛，董百川，周 亮

哈尔滨理工大学机械动力工程学院，哈尔滨市，150080

离心式磁悬浮血泵溶血性能分析

【作 者】王义文，张 帆，方 媛，董百川，周 亮

哈尔滨理工大学机械动力工程学院，哈尔滨市，150080

对自主研制的离心式磁悬浮血泵，为分析研究其溶血性能，对其内流场进行建模，在Fluent中进行计算流体力学分析；搭建体外溶血实验装置，在设计工况下，测量一定时间间隔内血浆中游离蛋白含量及红细胞压积，计算出血泵的标准溶血指数。数值模拟结果显示血泵整个流道内静压力分布均匀，各流道间过渡平稳；内部壁面剪切力均在150 Pa以下，红细胞发生破坏与暴露时间无关。体外溶血实验得到标准溶血指数NIH值为(0.002 9±0.000 7) mg/L，符合人类生理学要求。

磁悬浮血泵；溶血性能；计算流体力学；体外溶血实验

0 引言

心力衰竭是一种临床综合症，是指心脏的心室功能不全或心脏机能受限，它会随着心肌的减弱而逐渐发展，导致心脏泵血功能失衡；长期的心衰会使心脏泵血能力降低，致使血液在肺部和其他组织器官的积聚。对终末期心力衰竭患者而言，心脏移植虽然能够为其提供永久性的治疗，但是调查显示，每年在等待中的50 000名患者当中却只有2 500人可以进行心脏移植手术[1]。因此人们渴望出现一种机械——心室辅助装置，为不健康的心脏提供支持，减轻痛苦，藉此来挽救更多的生命[2]。

血泵作为心室辅助装置的核心部件，它的历史起源于19世纪初期，1812年LeGallois提出用体外灌注以保证体内或体外器官的存活。1934年年底Gibbon用橡皮手套模仿DaleSchuster泵制成了血泵，并与1953年加以改进，成功地在临床上得以应用，标志着现代心脏外科时代的开端[3]。纵观人工心脏的发展历程，可将其大致分成仿照自然心脏研制的第一代搏动泵；需有轴承支撑的基于磁力耦合驱动方式的第二代旋转叶轮泵；及基于二代血泵应用悬浮技术研制的第三代血泵，第三代磁悬浮血泵的叶轮悬浮于血泵体内，不存在轴承磨损问题，提高了血泵的使用寿命，因此更加适合于持久的循环支持[4]。但在血泵运转过程中，由于叶轮高速运转、流体的温度变化、流道的材料等都会对红细胞及其它血液成分造成不同程度的破坏，即发生血损现象，从而影响了血液循环，严重的甚至会危及生命[5]。因此如何减小高转速下切应力对血液的损伤，解决溶血等问题成为当下血泵发展过程中面临的重大挑战之一。本文针对以上提到的问题，采用计算流体力学模拟和体外循环试验相互结合的方法来描述自主研制的无叶片离心式磁悬浮血泵在一系列生理条件下的溶血特性，来系统地分析和研究血泵由于切应力作用而引起的血液损伤情况。这对该血泵的进一步优化设计及动物临床实验都具有重要的指导意义。

1 材料和方法

1.1 血泵的结构原理

本文研究的血泵，是一种自主开发的无叶片的离心式旋转血泵，主要组成包括泵腔、叶轮、永磁体、电机、传感器等，采用磁悬浮技术来控制旋转叶轮的位置和转矩，集中体现了无轴承的驱动技术，泵的整体结构非常简单，是完全独立模块化的运动单元。电磁转子直接集成到叶轮上，泵的本身由非常少的部分组成，即叶轮或转子和外面两部分的壳，二维结构简图如图1所示。工作原理是在电机的驱动下，利用磁悬浮技术使得叶轮转子旋转，血液自泵体上部中心入口流入后，高速旋转的叶轮转子使其做圆形旋转，而后将血液沿转子外沿抛至蜗壳出口处，进而从出口泵出。

图1 血泵结构简图Fig.1 Blood pump structure diagram

1.2 血泵的CFD分析

在进行cFD分析前，首先采用三维建模软件Solidworks对血泵的流道进行建模，如图2所示，包括叶轮流道、蜗壳流道、血液进出口流道等。在不影响内部流场计算分析结果的前提下，尽可能的简化模型。

图2 血泵三维流道模型Fig.2 Blood pump three dimensional fow model

在对血泵流场分析时，假设循环介质血液为不可压缩的牛顿流体，其密度为1.055×103kg/m3，黏度为3.5×10-3Pa·s，在泵体内部流动为三维不可压稳态黏性湍流场，根据流体力学理论及血液在泵内的流动状态，建立由连续性方程、运动方程、湍流附加方程联立的控制方程组[6]。采用六面体网格划分形式，并对血泵的隔舌处采取了局部的加密；在计算时需将计算区域分成两大部分：一部分包含运动的叶轮，既转子区，另一部分包含静止的蜗壳，称为定子区；两个区域的计算分别采用两个参考坐标系来进行，叶轮所在区域（转子区）采用以叶轮速度旋转的参考系，另一部分区域（定子区）使用静止参考系，参考系边界可以直接进行数据交换。离散控制方程采用贴体坐标下的有限体积法（Finite Volume Method，FVM），压力—速度耦合方式采用SIMPLe算法。

本次模拟采用多重参考坐标系模型(Multi-Reference Frame，MRF)按照定常流来近似模拟旋转流场，对叶轮和泵壳区域同时进行求解。叶轮的转速设置在2 000～3 500 r/min之间，血液流量在0～10 L/min之间，入口压力取标准大气压，输出出口压力，壁面边界为固壁无滑移[7]。最后模拟出血泵内部静压力分布及壁面剪切应力分布情况。

1.3 体外溶血实验

血泵溶血性能的好坏直接影响到临床试验中动物的存活时间，所以在动物实验前通过溶血实验检测血泵的溶血性能，在满足基本的溶血要求后再进行动物实验，就可以有效地减少动物试验的次数，从而缩短研发周期，节约成本。在进行溶血实验前需要搭建溶血实验台。由于本次溶血实验的目的只是为了检验血泵对血液中红细胞的破坏程度，因此实验台在满足生理要求的前提下做了相应的简化。如图3所示，溶血试验台的组成包括自制血泵、恒温水箱（76-1a型恒温玻璃水浴，金坛市华城海纳仪器厂）、贮血器（东莞科威医疗器械有限公司）、硅胶软管（东莞科威医疗器械有限公司）、流量计(HZ-cSB-100a，金湖汇智)、压力计(MD-S300Z，上海隆旅仪器仪表)、便携式表面温度计（Drrcom JXB-178型）、溢流阀等。

图3 溶血试验台Fig.3 Hemolysis experiment platform

如图4所示，该溶血实验台的工作原理是流量计、压力计、恒温水浴锅稳定的直流电由稳压直流电源提供，220 V交流电为电机和稳压直流电源供电，流量计设置在血泵的出口端，并与血泵串联，两个压力表并联在血泵两端，溢流阀接在血泵出口与压力表之间，整个循环回路中采用硅胶软管进行连接，电机转速控制盒来间接控制叶轮的转速，血泵的入口压力通过调节贮血器液面高度来实现，流量通过调节溢流阀开度大小来实现。

图4 工作原理图Fig.4 Working principle diagram

溶血实验之前，从当地的牛场收集了新鲜的牛血，与枸橘酸钠按9:1进行抗凝。用0.9%生理盐水冲洗实验系统，排空后压力、流量探测器调零。安装叶轮血泵，连接循环回路，组成模拟循环系统；将循环介质注入模拟循环管路中，试转血泵使血细胞与血浆混合均匀。设置恒温水浴锅温度保持在37oc，调节电机转速控制盒及阻尼阀使血泵输出为：流量3 L/min，转速为2 500 r/min，进出口压差100 mmHg(1 mmHg=133.32 Pa)。启动血泵，并在启动4 h中，每间隔0.5 h取样一次离心并保存。测量实验中所采集的血样的血红蛋白含量(Free Hemoglobin, FHB)和红细胞压积(Hematocrit, HcT)，计算出血泵的标准溶血指数(Normalized Index of Hemolysis, NIH)，本次实验结束。

国际上通用的衡量血泵溶血性能好坏采用标准溶血指数，标准溶血指数定义为血泵在泵出100 L压积标准化血液后所产生的FHB克数，单位(mg/dL或g/100L)[8]。标准溶血指标的公式为:

NIH=△FHB×V[(100-Hct)/100]×[100/(Q×T)]

其中，△FHB为测试时间间隔内FHB的增量值，V为总循环容量(单位是L)； Hct为血液中的红细胞压积(单位为%)；Q为血泵的流量(L/min)；T为测试时间间隔(min)。

2 结果与分析

2.1 CFD计算结果分析

本文采用 FLUeNT 前处理软件 GaMBIT对整个计算域进行网格划分。划分结果如图5，经检查网格质量equisize小于0.85，网格质量较好，满足高精度计算要求。

图5 模型的网格划分Fig.5 Model grid partition

图6所示为转速2 500 r/min，流量3 L/min工况下血泵的剖面（y=0.08）压力分布云图，从中可以看出叶轮流道正压面虽然存在着局部的高压区域，但整体看来血液流体的压力分布均匀，较为清晰地反映了泵提升血流压力的功能。

图6 血泵内部压力云图Fig.6 Internal pressure image of blood pump

如图7(a) (b)为转速2 500 r/min，流量3 L/min及转速3 000 r/min，流量3 L/min条件下蜗壳及叶轮流道表面切应力的分布情况，由图7可知，不同工况下血泵表面的剪切力分布相似，泵壳上的剪切应力相对较小且分布均匀；而叶轮表面剪切力相对较大，高剪切力区域在叶轮外延；随着叶轮转速的增大，叶轮流道受到的剪切应力明显增大，高剪切力区域也越大；而在叶轮转速相同的条件下，随着入口流量的增大，切应力有减小的趋势，这与血红蛋白的暴露时间有关。

图8(a) (b)分别为转速2 500 r/min ，流量3 L/min及转速3 000 r/min ，流量3 L/min条件下血泵各接触面剪切应力分布图，灰色代表叶轮流道，黑色代表外壳流道，横坐标表示血泵的相对位置，纵坐标表示剪切力大小；从中我们可以清楚地得到叶轮及蜗壳流道剪切应力的分布情况及各工况下剪切应力的最大值，可以看出各个工况下高剪切应力都发生在叶轮壁面，且剪切应力的最大值没有超过150 Pa，因此即使暴露的时间很长，红细胞也不会因此而受到破坏[9]。

2.2 体外溶血实验结果

实验重复3次进行，最后取平均值计算NIH。3次实验中，转泵前、转泵后0.5，1，1.5，2，2.5，3,3.5，4 h时测得血浆中FHB和HcT结果如表1所示。从而计算出每次实验得到的NIH，最后得出总体NIH=(0.002 9±0.000 7) mg/L。

图7 血泵切应力分布云图Fig.7 Stress distribution of blood pump

图8 接触面剪切力分布Fig.8 Shear force distribution of the contact surface

表1 体外溶血实验结果Tab.1 Hemolysis test in vitro

3 结果与讨论

血泵的溶血性能是衡量任何一种血泵好坏的最重要指标之一[10]。通过合理的设计血泵机构及叶轮形状可以使血泵的溶血明显降低。本文首先利用cFD仿真技术对自主研制的无叶片离心式磁悬浮血泵进行了流畅仿真分析，结果表明虽然存在着局部的高压区域，但从整体来说血液流体的压力分布均匀；不同工况下血泵表面的剪切应力分布相似，泵壳上的剪切应力较小且分布均匀；而叶轮表面剪切力相对较大；随着叶轮转速的增大，叶轮流道受到的剪切应力增大，高剪切力区域也越大；血泵内部壁面剪切力没有超过150 Pa，因此即使暴露的时间很长，红细胞也不会破坏。然后再用实验进行验证，测得血泵NIH=(0.0 029±0.0 007) mg/L。实验与仿真结果相契合。说明该血泵具有良好的溶血性能，这对设计出更加符合人类血液生理学流动的叶轮和蜗壳及临床动物实验中的应用都具有重要的指导意义。

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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

王义文，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.