搏動式血泵的電磁驅動裝置設計及可行性研究*

張磊，葛斌△，方旭晨，張少偉，魏凌軒，伍進平

(1.上海理工大學 醫(yī)療器械與食品學院，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，被廣泛應用在體外膜肺氧合(ECMO)、體外循環(huán)(CPB)、機械灌注(MP)[1-2]等領域。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的濃度，抑制腎臟血管過度收縮[3-4]。同時，其驅動形式在很大程度上決定了整個系統(tǒng)的設計[5]，常見的驅動有電機驅動、氣動、液壓驅動等。由于氣、液類驅動需外置氣源裝置，造成裝置的便攜性差，故較少使用。對于電機類驅動，實現(xiàn)搏動流輸出的主要方式是借助機械轉換機構，也因此降低了驅動裝置的效率[6]。此外，由于全程輸出剛性驅動力，在驅動血泵過程中容易使血液產生擠壓，造成溶血，以及組織損傷。因此，為了達到理想的血泵搏動驅動，要求驅動裝置能夠[5,7]：具有滿足每搏輸出量需求的行程及外形大??；產生滿足灌注壓力需求的驅動力；產生與自然心率相近的往復運動頻率。

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

2 新型驅動裝置結構

2.1 驅動裝置結構

搏動泵主要由驅動裝置和柱塞式泵頭構成，其結構見圖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。本研究的重點是驅動裝置設計，故對泵頭結構不予贅述。

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

驅動裝置結構見圖2，包括驅動線圈和永磁動子，及其他輔助結構。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柱塞。

圖2 驅動裝置整體剖視圖Fig 2 Cutaway view of driving unit

2.2 新型驅動線圈結構設計

2.2.1電磁學原理 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驅動線圈結構設計 基于上述模型提出新型結構驅動線圈見圖3，該線圈由三個驅動繞組構成，各繞組結構見圖3(a)、(b)、(c)。

圖3 驅動線圈結構 (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，線圈內產生自右向左逐漸增強的磁場，并驅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，線圈內磁場的梯度方向改變，于是電磁力驅動動子重新運動到右端，如此交替供電可以實現(xiàn)動子往復運動，往復頻率由單片機控制。

3 新型搏動驅動裝置的解析模型

3.1 電磁驅動力模型

建立線圈驅動永磁體力學模型見圖5。為了方便樣機的制作以7層結構作為研究對象推導受力模型。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為驅動電流：

圖4 驅動線圈原理示意圖 (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為真空磁導率，N1為永磁體等效線圈匝數(shù)，N2為驅動線圈匝數(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，結合式(4)、(5)、(6)可以得到電磁軸驅動力模型：

(7)

3.2 新型驅動線圈結構參數(shù)

由式(7)可以看出驅動力與線圈的直徑、長度、導線直徑以及磁體厚度相關。本研究通過設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，驅動電流設置為1 A。

表1 因素水平表

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

3.3 裝置驅動效率分析

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

(8)

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

4 實驗

按照正交實驗結果設計實驗樣機結構見圖6，主要參數(shù)有：裝置總長為250 mm，主體長150 mm，內徑為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 驅動裝置測試

為了測試對比理論值與實驗值，設計圖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，且當驅動力為正時，理論值偏大，而驅動力為負時，理論值偏小。這主要是由于摩擦力與驅動力反向和同向導致的。其中“0～5”為“剛性驅動”階段，該階段驅動力平穩(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“柔性驅動”階段，該階段設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，反向驅動力逐漸增大，這使得動子在短時間內實現(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，驅動裝置與泵頭連接，構成搏動泵系統(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，結果見圖10。結果顯示平均灌注壓與驅動電流呈正相關，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動力相關，因此該擬合方程在滿足驅動時的所有電流下均適用，在臨床中能夠根據(jù)目標灌注壓調節(jié)驅動電流以滿足臨床要求。

圖10 驅動電流與壓力關系圖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，設置輸出壓力分別為40、50、60、70、80 mmHg，驅動電流分別為1.1、1.4、1.7、2、2.3、2.6 A，研究驅動電流、流量和壓力的關系，實驗采用稱重的方式測流量，已知泵頭容積為49.5 mL，結果表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動電流呈正比，與輸出壓力呈反比。不同的輸出壓力對應完全灌注(容積效率達到90%以上)時的驅動電流也不同，這是由螺線管驅動力特性決定的。驅動電流、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選出相應的電流，以獲得相應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動電流為2.82 A。由于設備原因實際選用的驅動電流為2.8 A，驅動電壓為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。這說明本研究設計的驅動裝置能按照設定的壓力值輸出，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)計算得出在驅動電流為2.8 A時動子的平均電磁力為28.7 N，再結合式(8)計算可得，該驅動裝置的驅動效率近似為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 結論

本研究基于電磁學原理設計出一種新型搏動式血泵驅動裝置，該裝置能夠輸出搏動流。所運用的堆疊螺線管驅動線圈結構系首次提出，通過實驗和理論分析得出，該結構驅動線圈在設計過程中所依據(jù)的理論基礎及數(shù)學模型是正確的，且設計過程科學合理。該結構在滿足驅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，該驅動裝置能夠根據(jù)設定的壓力值選擇驅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動的可行性，但就其作為一整套驅動系統(tǒng)而言尚缺乏對實時數(shù)據(jù)的采集與反饋，且該驅動裝置的驅動效率仍有待改進，在后續(xù)的研究中會逐一進行完善。