体外驱动全磁浮锥形螺旋叶轮血泵原理及关键技术研究*

高殿荣 殷桂梁 吴长奇 韩雪艳 刘宝华 吴晓明 张 伟

高殿荣 工学博士 教授 066004 河北省 秦皇岛市 燕山大学 机械工程学院 gaodr@ysu.edu.cn

殷桂梁 工学硕士 教授 066004 河北省 秦皇岛市 燕山大学 电气工程学院 glyin@ysu.edu.cn

吴长奇 工学硕士 教授 066004 河北省 秦皇岛市 燕山大学 信息科学与工程学院 cqwu@ysu.edu.cn

韩雪艳 工学硕士 工程师 066004 河北省 秦皇岛市 燕山大学 机械厂 hanxueyan@ysu.edu.cn

刘宝华 工学博士 教授 066004 河北省 秦皇岛市 燕山大学 机械工程学院 liubaohua@ysu.edu.cn

吴晓明 工学博士 教授 066004 河北省 秦皇岛市 燕山大学 机械工程学院 xmwu@ysu.edu.cn

张 伟 工学博士 副教授 066004 河北省 秦皇岛市 燕山大学 机械工程学院 zhangwei@ysu.edu.cn

1 引言

1.1 血泵

左心室辅助装置(Left Ventricular Assist Device，LVAD)作为临床治疗终末期心力衰竭的一种重要医护装置[1]，受到高度重视。血泵(Blood Pump)是LVAD的核心，能够将人体心脏左心室的血液引流注入到主动脉系统，起到部分或完全代替自然心脏的功能。

美国食品与药品监督管理局(U.S. Food and Drug Administration，FDA)已经批准了数种应用于临床的商业化血泵[2]。中华人民共和国卫生部(Ministry of Health P.R. China，MoH)2009年下发了首批允许临床应用的第三类医疗技术目录，其中就有左心室辅助装置应用技术(LVAD Application Technique，LVAD-AT)[3]，但目前尚无可以应用于临床的国产LVAD。

根据人体的生理需要，对血泵的功能与性能要求是可植入性好，质量轻(一般不超过500 g)；能在10.6～16 kPa(80～120 mmHg)压力下提供2～7 L·min-1流量，无溶血和血栓，免维护。表1列出了目前国外商业化生产并应用于临床的其中3种血泵的性能参数。

表1 3种血泵的性能参数

LVAD临床应用，需要解决的主要科学问题可以概括为可植入性问题、溶血与血栓问题、轴承磨损问题、穿皮导线引起的受体感染问题，以及无线传输与控制问题等，其中溶血(hemolysis)和血栓(thrombus)等问题是最重要和急需解决的关键问题。

溶血是指红细胞破裂，血红蛋白逸出。血栓是指流动的血液在血管内或心腔内发生凝固，形成血凝块。溶血与血栓的发生与血泵的流道结构和流场分布密切相关。溶血一般是由血泵内部的湍流(turbulence)、涡流(vortex)，以及强剪切流(high shear flow)引起的；血栓是由于血泵内出现滞止区(stagnation zone)，使那里的血液得不到血流的冲刷而形成的[7-10]。

1.2 血泵的国内外研究进展

自20世纪50年代中后期以来，欧美等发达国家就开始了血泵的研究工作，尤以美国、德国、日本的研究最为活跃。中国在此方面的研究起步于20世纪80年代，江苏大学、中国医学科学院、北京阜外心血管病医院和北京安贞医院较早开展了相关的研究工作。

1.2.1 不同结构形式血泵的研制及其可植入性研究方面

钱坤喜研究团队(江苏大学(Jiangsu University)，中国)对于人工心脏装置的研究方面起步较早，先后研制了气动隔膜泵(Pneumatic Diaphragm Pump)[11]、非搏动流血泵(Non-Pulsatile Flow Blood Pump)[12]、搏动流低溶血叶轮血泵(Low Hemolysis Pulsatile Flow Impeller Blood Pump)[13]、叶轮全人工心脏泵(Impeller Fully Artifical Heart Pump)[14]、泵机合一的血泵(Blood Pump with Impeller and Motor Unification)[15]、轴向和径向驱动的永磁体磁悬浮叶轮血泵(Magnetic Suspension Impeller Blood Pump)[16-19]等一系列原理样机。但这些原型血泵均存在着轴承的磨损与发热，以及溶血及血栓等问题。

李国荣等学者[20-23](中国医学科学院(Chinese Academy of Medical Science)，中国)研制了“动力性主动脉瓣”左心室辅助装置。其“转子-叶轮体”由位于动脉壁外的交变磁场提供动力，产生交变电磁场的装置可以置于体外发挥作用。由于动力性主动脉瓣转子-叶轮体支承部分采用的是浸入在血液中的滑动轴承，高速旋转的叶轮会使轴承和转子之间产生很大的速度梯度，使其中的液体承受很高的剪切应力，对血液有一定的破坏作用。

北京阜外心血管病医院(Fuwai Hospital Cardiovascular Institute，中国)研制了一种离心型旋转血泵(Centrifugal Rotary Blood Pump)[24]，血液从泵上部血腔顶端吸入，从泵的血腔侧孔排出。这种血泵仍然存在着轴承磨损、血流易形成涡旋和滞止区的问题。

蔺嫦燕等学者(首都医科大学附属北京安贞医院(Capital University of Medical Sciences，Anzhen Hospital)，中国)先后研制了I型离心血泵(Model I Centrifugal Blood Pump)(I-CP95)[25-26]、II型轴流血泵(Model II Axial Flow Blood Pump)(II-AP97)[27]、磁耦合血泵(Magnetic Coupling Blood Pump)(MC-AP98)[28-29]、I型螺旋混流血泵(Model I Spiral Mixed Flow Blood Pump)(I-SP00)、II型螺旋混流血泵(Model II Spiral Mixed Flow Blood Pump)(II-SP00)[30-31]等5种血泵样机。实验研究表明：I型血泵血液流动稳定性较差，有旋涡区和滞止区出现，剪切力高，对血液有破坏作用；II型轴流式血泵采用磁耦合驱动，但仍然存在着绕流和流动分离；螺旋血泵采用的是螺旋型叶轮，与轴流血泵相比确实对凝血系统破坏小，但由原始密封方式引起的耗能和发热较大。

潘仕荣等学者[32](中山大学(Sun Yat-sen University of Medical Science)，中国)研制了一种推板式血泵(Pusher-Plate-Type Blood Pump)，该泵以气压为动力驱动推板，隔膜将血泵分成血室和气室两部分，并与推板固结在一起随推板一起往复运动，完成充盈和排血的功能。由于该泵的结构特点，导致其可移植性差。

Myers等学者[33](Texas Heart Institute，美国)联合开发研制了Jarvik 2000 LVAD。Jarvik 2000 LVAD的血泵主要由控制系统和能源系统组成，其在使用过程中可产生血栓，需要应用肝素、华法林等药物进行抗凝治疗。

DeBakey等学者[34](Baylor College of Medicine，美国)研制了MicroMed DeBakey血泵。该血泵由钛合金制成，以液流调直器前枢轴支撑着导流叶轮，后有一个固定的扩散器作为后枢轴，由无刷直流电机驱动。

Burke等学者[35](Thoratec Corp，美国)设计和开发了HeartMate II血泵。HeartMate II的核心装置是高速轴流旋转血泵(High-Speed Axial Flow Rotary Blood Pump)，质量375 g，直径40 mm，长度60 mm，最大流量可达10 L·min-1。

Wampler等学者[36](Nimbus Technologies Inc.，美国)设计的Hemopump是最早被FDA批准用于临床研究的轴流式心室辅助装置。由于存在血栓等问题，Hemopump已停止使用[37]。

Incor[38]是柏林心脏中心(Berlin Heart，德国)与柏林心脏研究所(German Heart Institute Berlin，德国)于2002年研制出的磁悬浮轴流血泵(Magnetic Suspension Axial Blood Pump)。该血泵的运动部件——叶轮，轴向采用主动磁悬浮，径向采用被动磁悬浮。血泵入口有一个静止的导流栅，出口有一个静止的扩散器。叶轮采用阿基米德螺杆，依靠装在定子上的线圈驱动。Incor存在的问题是它有一个穿越皮肤的供能导线，有产生感染的风险。

Zheng等学者[39](FAMU-FSU College of Engineering，美国)研制了一种电磁驱动的螺杆血泵。这种血泵由于采用了磁耦合驱动，消除了螺杆与电机之间的密封。实验研究表明，血泵出口与螺杆轴线垂直的布置方式产生的溶血大于出口与螺杆轴线平行的布置方式。这种血泵的轴承仍然是机械式的，轴承的磨损以及溶血和血栓问题仍然存在。

1.2.2 血泵流场的CFD计算方面

王芳群等学者[8-10](江苏大学(Jiangsu University)，中国)认为造成叶轮血泵溶血、血栓等血液破坏现象的内在原因之一是血液的动力学行为。他们应用计算流体动力学(Computational Fluid Dynamics，CFD)技术，对流线型叶轮(Streamline Impeller)和直叶片叶轮(Straight Blade Impeller)等两种叶轮形式的离心血泵进行了数值模拟，计算得到了其内部的流线分布。根据溶血、切应力和暴露时间三者之间的幂函数模型，对血泵的溶血进行了预测和实验验证。结果表明，在相同的边界条件下，流线型叶轮泵(Streamline Impeller Pump)的溶血值要小于直叶片叶轮泵(Straight Blade Impeller Pump)。

张宝宁等学者[40](清华大学(Tsinghua University)，中国)采用计算流体动力学方法对某型血泵流场进行数值仿真。结果表明，血液从进口进入叶片通道时，经过了一个90°的拐弯，这种现象不仅对于血液有较大的破坏作用，而且也会严重影响血液在叶片通道中的流动性能，引起溶血和血栓。

Yu等学者[41](Nanyang Technological University，新加坡)对磁悬浮离心血泵(Magnetic Suspension Centrifugal Blood Pump)的叶轮形状对血泵性能的影响进行了数值计算研究。他们认为血栓通常出现在叶轮与涡壳之间的狭窄缝隙中；尽管大一些的叶轮与涡壳之间的间隙可以诱发间隙中更多的回流从而减小血栓的形成，但却会导致较低的泵效率；而叶轮与涡壳之间太小的间隙则会产生很高的剪切应力从而在间隙中导致溶血；使用流动可视化和计算流体动力学方法可以从实验上和数值计算上分析研究叶轮流道内的任何回流区和死区，为设计和选择合理的叶片数和流道形状提供依据，以减小溶血和血栓。

Lee等学者[42](Seoul National University，韩国)研发了一种磁悬浮无叶片离心血泵(Magnetic Suspension Vaneless Centrifugal Blood Pump，MSVC-BP)。离心转子被磁悬浮于中心，采用数值分析方法预测血泵的压头及剪切应力。CFD分析结果表明，MSVC-BP适合于临床应用，但仍然需要继续进行体外实验积累数据以进一步改进血泵。

Apel等学者[43](Helmholtz Institute for Biomedical Engineering，德国)对微型轴流血泵的进口、叶片以及出口区域用CFD和三维粒子跟踪技术(3D-PTV)进行了分析和研究，对测试装置中主要部位的流动进行建模，并采用CFD方法将血泵的扬程/流量(H/Q)特性、轴向压力分布，以及粒子图像与数值计算结果相比较。结果显示CFD预测的血泵的性能参数，以及进出口漩涡与实验测试结果吻合。

Katharine等学者[44](University of Maryland，美国)总结了用CFD技术研究血泵的情况，包括对目前研究现状的综述，以帮助心室辅助装置设计人员选择合适的设计方法。概述了血液损坏的模型，并指出该模型在CFD中应用存在的困难等。

1.2.3 血泵材料相容性及密封问题研究方面

孔桦等学者[45-46](中国医学科学院(Chinese Academy of Medical Science)，中国)研究了纳米碳改性聚氨酯聚合材料表面的血液相容性。他们将经过表面处理的纳米碳分散到聚氨酯体系中，制成聚氨酯/纳米碳复合薄膜，试用于心室辅助循环系统的血泵表面的涂覆处理。血液相容性研究结果表明，该新型复合材料的抗凝血性、抗溶血性能均有所提高。

李冰一等学者[47](安贞医院(An Zhen Hospital)，中国)认为叶轮血泵具有体积小、质量轻、效率高等优点，是心室辅助装置(VAD)发展的一大主流。但在研究过程中也发现一些问题，血栓形成、血液破坏、密封等严重阻碍了其应用与发展。血栓形成一直是研究者们设法解决的问题。优化血泵的结构、改良与血液接触的表面材料是减少血栓形成的主要方法。

Chua等学者[48](Nanyang Technological University,新加坡)认为流动特性如高剪切应力和死区是血泵溶血和血栓形成的主要原因。他们认为减轻溶血和血栓的一种方法就是改进设计，其中叶轮和泵体之间的缝隙尺寸是重要的参数，缝隙过小对血细胞的冲洗不够将导致血栓；缝隙过大可能产生涡旋从而导致溶血。

Mitamura等学者[49](Tokai University,日本)针对血泵电机与叶轮轴封处的机械密封寿命短，且容易生成血栓和产生溶血的问题，提出了磁流体密封方案。该方案具有与旋转轴无接触，因而无摩擦生热和材料磨损的优点，但磁流体密封的持久性是一个问题。

Yamazaki等学者[50](Tokyo Women’s College，日本)开发了一种结构紧凑的离心血泵，其叶轮直径40 mm，血泵尺寸55 mm×64 mm。第一台样机由钛合金制成，血泵质量400 g(含无刷直流电机)。第二台样机质量减轻至280 g。血泵内与血液相接触的全部表面都涂有类金刚石涂层以改善血液的相容性。测得在2 500 r·min-1时，血泵耗能9 W，提供7 L·min-1的流量和13 kPa(100 mmHg)的压力。轴密封采用的是新型的具有循环冲洗系统(冷密封)的机械密封结构，密封温度保持在40 ℃以下，可防止血液蛋白的热变性。冲洗系统冷却电机线圈和径向轴承。

Mitamura等学者[51](Hokkaido Tokai University，日本)认为旋转血泵要求的关键技术是电机轴的密封。他们开发了铁磁流体用于轴流血泵的密封。密封体主要由塑料磁体(plastic magnet)和两个极片组成，通过将铁磁流体注入到极片与电机轴之间的缝隙中形成。为控制密封中的铁磁流体并尽可能减少铁磁流体与血液接触的可能性，在极片上提供了带有小腔室的屏蔽。在电机转速为11 000 r·min-1时测试得到的密封压力可达22.7 kPa(170 mmHg)。

Yamazaki等学者[52](University of Pittsburgh Medical Center，美国)认为开发可移植旋转血泵面临的主要问题是保证旋转轴处的有效密封。在旋转血泵中机械密封最长的寿命也远小于血泵长期运转要求的寿命。密封失效主要与高温血液蛋白变性的附着和沉积进而扩散到密封表面的润滑膜有关。一旦曝露于高于50 ℃的温度中，血液中纤维蛋白原分子就会聚合，这种准聚合纤维又会增加摩擦热，加剧了密封失效。基于“冷密封”概念，开发了由高热传导性材料(SiC)制成的带有循环冲洗系统的机械密封，在密封面后面大量循环的冲洗流体增加对流换热以维持密封温度在40 ℃以下，同时也对血泵其他产热部件进行冷却。

Jarvik[53](Jarvik Research,Inc，美国)认为在血泵完全浸在血液中的轴承可以最大化简化血泵系统的结构和减小血泵的体积，不需要冲洗用的流体，也不需要磁悬浮支承中的电子器件。Jarvik 2000钛合金心室血泵使用的就是这种轴承，直径仅为25 mm，质量为85 g。

Takami等学者[54](Baylor College of Medicine，美国)介绍了Gyro C1E3离心血泵采用双枢轴承(陶瓷和聚乙醚)，完全没有密封结构，这样就防止了转轴处血液渗漏和血栓的形成。

1.2.4 血泵磁轴承及磁悬浮研究方面

钱坤喜等学者[55-56](江苏大学(Jiangsu University)，中国)研制出一台采用永磁轴承的LVAD。该装置包括一个定子和一个转子，采用径向驱动方式；转子包括驱动磁钢和叶轮，电机定子线圈和泵壳组成定子。转子的位置测量表明，转子稳定悬浮的前提条件是必须有较高的转速(大于3 250 r·min-1)且流量大于1 L·min-1。

Lim等学者[57](Nanyang Technological University，新加坡)对轴流血泵高速混合磁轴承的设计和动态特性参数进行了研究。血泵的转子和叶轮由三相永磁无刷无传感器直流电机驱动，其两端由带有PID控制器的具有5个自由度的混合磁轴承悬浮，其中4个径向方向是主动控制的，一个轴向方向是被动控制的。测试表明转子可在14 000 r·min-1下稳定支承。

Morshuis等学者[58](Heart & Diabetes Center，德国)介绍了由钛和不锈钢制成的可移植离心血泵——DuraHeart。该血泵的叶轮在血室内由磁悬浮支承，叶轮的旋转由叶轮与电机的磁耦合驱动，由3块电磁铁磁悬浮，每个电磁铁上的电流由3个位置传感器控制使叶轮自由悬浮于血泵壳体的中央。该血泵没有旋转轴和轴封。

Cheng等学者[59](Rochester Institute of Technology，美国)采用三维有限元分析(3D Finite Element Analysis，3D-FEA)对轴流血泵的磁悬浮性能进行了分析，以优化血泵混合磁悬浮轴承的设计方案。FEA分析表明，在混合磁轴承(Hybrid Magnetic Bearing，HMB)中，线圈电流产生的电磁通量分布主要是径向的，永磁铁产生的磁通量主要是轴向的。分析结果得到了实验的验证。

Pagani[60](University of Michigan Health System，美国)提出，为了减少使用接触式轴承的第二代血泵造成的溶血风险，第三代旋转血泵的支承应采用磁悬浮或液体动压轴承。

1.2.5 外磁场驱动研究方面

陈建伟等学者[61-62](中南大学(Central South University)，中国)提出了一种微型轴流血泵(Micro Axial Flow Blood Pump)外磁场驱动电路的设计方案，即通过励磁线圈来产生交变磁场，并能产生双向励磁电流，可直接驱动电机，提高了效率。

祝忠彦等学者[63](中南大学(Central South University)，中国)针对永磁轴流式血泵大间隙磁力传动系统，提出采用单磁极切换(Unit Magnetic Pole Switch)和双磁极切换(Bi-Magnetic Pole Switch)产生驱动磁场，并基于ANSYS分析了磁场的耦合机理，计算并对比了这两种磁场驱动下系统的驱动力矩。

刘云龙等学者[64-65](中南大学(Central South University)，中国)为了解大间隙、高转速条件下磁力传动系统的能量传递规律，通过微型轴流式血泵外磁场驱动，对大间隙磁力驱动系统各部分能量耗散进行研究，建立系统能量传递效率数学模型。基于非接触磁齿轮驱动研究，提出一种主动磁极静止式大间隙磁力驱动方式。针对这种新型的磁力驱动方式，设计了基于SCM(单片机)的斩波恒流功率放大磁场驱动系统控制电路，并进行了电路输出模拟仿真，实现了主动磁极静止式磁力驱动。

徐先懂等学者[66](中南大学(Central South University，中国)基于横向旋转磁场的耦合原理，提出轴流式血泵外磁场驱动泵机分离的结构。采用等效电流法建立了永磁体等效物理模型，计算血泵驱动系统的主动轮和从动轮之间的距离、相对转角以及磁极对数对血泵传动扭矩的影响。

徐修萍等学者[67](上海交通大学(Shanghai Jiaotong University)，中国)认为现有的大部分轴流式心室辅助装置都是通过经皮传电给直流电机带动轴流式血泵旋转。供能系统存在供能周期短，经皮肤易感染等问题。研制稳定高效的无线能量传输系统给血泵供能，可以解决这些问题。国外有采用无线功能系统的，但存在效率低、不稳定等缺点，亟待改进。

综上所述，国内外血泵研究取得的进展可归纳如下：

(1) 为了满足人体生理需要和增加可植入性，血泵由搏动流血泵(Pulsatile Flow Blood Pump)发展到连续流血泵(Continuous Flow Blood Pump)，结构形式也由容积式泵(Positive Displacement Pump)发展到离心式泵(Centrifugal Pump)、轴流式泵(Axial Pump)，以及混流式泵(Mixed Flow Pump)，体积在逐渐减小，质量在逐渐减轻；

(2) 针对血泵溶血和血栓形成的原因，应用CFD技术对血泵内部流场进行计算和分析，并以此为依据对血泵内部流道结构进行优化；

(3) 研究和探索了不同形式的血泵轴承形式和密封方式及所用材料，寻求与血液相容的血泵新型材料，增加血泵的安全性、稳定性和长久性；

(4) 提出各种形式的磁悬浮血泵(Magnetic Suspension Blood Pump)，对磁悬浮性能进行了研究；

(5) 对外磁场驱动的原理和工程实现性进行研究和验证。

1.3 本文的研究内容

虽然血泵研究取得了令人可喜的进展，但体外实验、在体实验和临床应用表明，现有的血泵仍然存在以下问题：

【问题1】 轴承磨损引起的血泵失效。

【问题2】 因电机与轴承的发热、密封，以及叶轮和流道中不符合血液生理学流动规律而引起的溶血和血栓。

【问题3】 血泵穿越皮肤的动力与控制导线所引起的受体感染。

上述3类问题严重地制约了血泵的发展及其临床应用，因而解决血泵存在的上述问题具有紧迫性和必要性。

以实现无摩擦、无磨损、无密封、无发热、无溶血和血栓、无感染为目标，燕山大学(Yanshan University，中国)高殿荣研究团队在总结前人研究成果和经验的基础上，构思出一种体外驱动、在轴向和径向完全实现磁悬浮的，基于锥形螺旋叶轮转子的新式血泵——体外驱动全磁浮锥形螺旋叶轮血泵(Totally Magnetic Suspension Cone Spiral Impeller Blood Pump Driven by Outside Device，TMSCSI-BP-DOD)。

围绕探索TMSCSI-BP-DOD的锥形螺旋叶轮转子在轴向和径向实现完全磁悬浮和体外驱动的原理和方法，建立锥形螺旋叶轮转子及其流道内的血液学和流体动力学模型，数值计算和分析血液流场和流动规律，消除产生溶血和血栓的根源，模拟、分析并优化血泵的运动学、动力学及其驱动性能，研制物理样机，开展体外实验测试，本研究团队进行了以下研究工作。

(1) 运用CFD的理论和方法，建立锥形螺旋叶轮流道内血液流动的数学模型，对计算区域进行网格剖分和数值计算，以期获得血泵内部流场结构，并分析血泵结构参数可能对血泵溶血和血栓的影响，进而优化锥形螺旋叶轮叶型、流道结构等部分的设计。

(2) 应用电磁场理论分析研究无源永磁磁浮轴承磁场的分布规律，寻求使锥形螺旋叶轮转子在轴向、径向实现磁悬浮的原理、方法和结构，并用有限元方法对磁悬浮力计算和分析，找出径向磁浮的最佳间隙，并分析转子悬浮的轴向和径向稳定性。

(3) 研究体外驱动锥形螺旋叶轮转子的方法和可行性；分析驱动磁场对径向磁悬浮力的影响规律；探索叶轮转子转速与驱动功率、血泵流量的关系。

(4) 加工血泵的物理样机，在实验室对血泵进行体外试验，找出存在的问题，为在动物身上在体试验研究奠定基础。

本论文对以上研究所建立的科学成果提出研究报告。

2 基于CFD的血泵流场及结构参数对血泵性能影响的数值模拟

计算流体动力学(CFD)的基本思路是采用数值离散方法将支配流动的偏微分方程离散为代数方程组，结合流动的初始条件和边界条件，通过编程在计算机上求解，得到流动区域离散点上的数值解。近年来，CFD已越来越多地应用于血泵的设计，成为一种重要的设计工具。

在血泵设计初期，CFD能够描述复杂几何体内部的三维流动现象，能够快速评价设计并引导修改，不需要花费原型生产和反复测试的代价；在血泵设计中期，CFD用来研究设计变化对血流的影响，减少未预料到的负面影响；在血泵设计完成后，CFD能以多种方式展示所设产品性能，验证设计目的。

2.1 血泵模型及控制方程

2.1.1 血泵模型

高殿荣研究团队构思的血泵结构见图1[68]。其中，进口导轮主要是引导通过进口流入血泵的流体平顺地进入锥形螺旋叶轮转子；锥形螺旋叶轮转子在外磁场驱动下旋转，把流体由进口导轮传送到出口导轮处；出口导轮将通过锥形螺旋叶轮转子旋转的流体导引为平顺的流动，减少涡流和旋流，降低对流体的剪切作用。图2给出了血泵内流动示意。

1进口端壳体；2进口导轮;3轴向永磁轴承；4径向永磁轴承；5密封圈；6中间壳体；7驱动磁条；8锥形螺旋转子；9密封圈；10支承轴；11出口导轮；12出口端壳体

图2 血泵流动示意图

2.1.2 血泵流场数值模拟的基本步骤

作为人体左心室辅助装置(LVAD)的血泵要求在一定的转速范围内，其输出的流量和压力满足人体的生理要求。血泵转速一般为3 000～12 000 r·min-1，输出流量为2～7 L·min-1，输出压力为10.6～16 kPa(80～120 mmHg)。

血泵数值模拟的目的是在物理样机制造之前，对血液在泵内的速度场和压力场分布进行研究：

【任务1】 通过改变血泵内部结构，尽可能消除回流区和高剪切应力区，减少血栓和溶血发生的可能性；

【任务2】 对血泵的进出口流道尺寸、泵壳的内部形状和尺寸、进口导轮形状和叶片数、叶轮转子的锥度、螺距及扩张角、出口导轮形状和叶片数对血泵输出的流量和压力的影响进行研究，确定血泵各零部件合理的结构和尺寸参数。

根据CFD的行为模式[69]，本研究团队建立起血泵流场数值模拟基本步骤(见图3)。

图3 血泵流场数值模拟框图

根据研究任务和图3，本研究团队规划了血泵流场数值模拟内容及参数(见表2)。

表2 血泵流场数值模拟内容

续表

2.1.3 支配流体在血泵内流动的控制方程

任何流体的流动都必然遵守基本的物理定律，包括质量守恒定律、动量守恒定律和能量守恒定律。考虑到血液在血泵中流动温度变化很小，血液流动的控制方程主要是质量守恒方程和动量守恒方程，其指标表达式如下[70]。

(1) 质量守恒方程(Mass Conservation Equation)

(1)

式中，ρ为流体密度；xj为坐标轴；j为指标(j=1，2，3)；uj为与坐标轴xj平行的流速分量；t为时间。

(2) 动量守恒方程(Momentum Conservation Equations)

(2)

式中，xi为坐标轴；ui为与坐标轴xi平行的流速分量；p为流体的压强；μ为流体的动力粘度；fi为单位质量力在坐标轴xi上的分量；i为指标(i=1，2，3)。

血泵中血液的流动表现为湍流形式，在求解式(1)和式(2)时，需要确定所使用的湍流模型。在实际工程计算中，常采用雷诺平均方法的湍流模型。这类模型有Spalart-Allmaras模型、Standard κ -ε双方程模型、雷诺应力模型等。实验研究表明，Standard κ -ε双方程模型能较精确地描述湍流。

血泵中流体控制方程组除了质量守恒方程和动量守恒方程外，还包括湍流动能κ(Turbulence Kinetic)的方程和湍流耗散率ε(Turbulence Dissipation Rate)的方程[71-72]。

(3) 标准κ -ε湍流模型方程(Standard κ -ε Turbulent Model)

湍流动能κ方程(Turbulence Kinetic Equation)

(3)

式中，к为湍动能；μt为湍动粘度；σκ为湍动能к对应的Prandtl数，σκ=1.0；Gκ为由平均速度梯度所产生的湍流动能；Gb为由浮力产生的湍流动能(对于不可压缩流体，Gb=0)；ε为湍动能耗散率；YM代表可压缩湍流的波动对整体耗散率的影响(对于不可压缩流体，YM=0)；Sκ是用户自定义的源项。

湍动粘度可以表示为κ和ε的函数，即

(4)

式中，Cμ为模型经验常数，Cμ=0.09。

(4) 湍流耗散率ε方程(Turbulence Dissipation Rate Equation)

(5)

式中，C1ε，C2ε，C3ε为模型经验常数；Sε是用户自定义的源项。

σε=1.3，C1ε=1.44，C2ε=1.92。对于可压缩流体的流动计算中与浮力相关的系数C3ε，当主流动方向与重力方向平行时，有C3ε=1；当主流动方向与重力方向垂直时，有C3ε=0。

2.2 锥形螺旋叶轮血泵流场数值模拟及分析

2.2.1 血泵全流场数值模拟及分析

利用PRO/E建立血泵三维模型(见图4)。

图4 血泵结构及内部流道三维图

本研究团队选定的血泵结构参数选自表2中血泵全流场数值模拟条件下的一种，锥形螺旋转子叶片数为3，转子螺距为35 mm，转子锥度为9.46°，进出口导轮叶片形状为圆弧形，进出口导轮叶片数为8。

通过布尔运算将图1中血液流动区域导入CFD软件，进行网格划分及边界条件设定。进口边界设定为压力入口，出口边界条件设置为压力出口。血泵流场分为进口及进口导轮部分、锥形螺旋叶轮转子部分，以及出口导轮和出口等3部分。转子部分设为moving reference frame，转子叶轮表面设为旋转边界。转动部分与静止部分的衔接面都设为interface，这样就可以在三者间传递数据。其他壁面定义为无滑壁面边界。仿真用液体密度设为1 055 kg/m3，粘度为0.003 5 kg/(m·s)[73-75]。设置完成后的网格模型见图5。

图5 血泵内部流道的网格划分图

图6～图9给出的是血泵转速为8 000 r·min-1，进出口导轮叶片数分别为6，7，8和9时血泵内部流体流动的迹线图。其计算条件见表2中的第一行数据。根据图6～图9的仿真数据，本研究团队提出以下推论。

【推论1】 流体自左端流入，经进口导轮、锥形螺旋转子、出口导轮后从右端流出(见图6～图9)。

【推论2】 流体在左端进口流道处流线呈直线，无旋转无回流(见图6～图9)。

【推论3】 进入进口导轮部分后，在进口导轮及其上导叶的作用下，流线呈轴对称扩散状，与轴线有一定的夹角(见图6～图9)。

【推论4】 进入锥形螺旋转子部分以后，在高速旋转的叶轮转子作用下，流体沿叶轮槽道作向右螺旋前进，既有轴向运动，又有切向运动(见图6～图9)。

【推论5】 进入出口导轮处后，圆弧形的导叶对旋转的血液具有缓冲导向作用，减缓血液的旋转，流体基本上沿轴线或略有左旋前进(见图6～图9)。

【推论6】 取决于导叶片的个数，流体在进入出口导轮处有回流区。以导轮叶片数为6，7和9时最为明显(见图6，图7，图9)。

【推论7】 进入出口流道后，导轮叶片数为6，7和9时对应的出口流道流体有旋转(见图6，图7，图9)。

【推论8】 叶片数为8时流线呈直线，出口流体无切向分量，会减轻流体受到切向剪切力的作用，对于血液而言可减小导致血细胞破裂形成溶血的可能性(见图8)。

【推论9】 在进出口导轮与转子交界处，流线有转折(见图6～图9)。

图6 血泵进出口导轮叶片数为6时的迹线图

图8 血泵进出口导轮叶片数为8时的迹线图

图9 血泵进出口导轮叶片数为9时的迹线图

2.2.2 血泵结构参数对血泵性能影响的数值模拟与分析

(1) 转子叶片数的影响

【计算条件】 见表2中第二行数据，即进出口导轮叶片数均为5，进出口导轮叶片形状为0°直叶片，锥形螺旋叶轮转子螺距为30 mm，转子锥度9.46°，转子叶片数分别为2，3，4和5(见图10)。

图10 具有不同叶片数的锥形螺旋叶轮转子

通过数值计算，获得不同转速下的转子叶片数与血泵输出流量和压力的关系曲线(见图11和图12)。

图11 转子叶片数与血泵输出流量之间的关系

图12 转子叶片数与血泵输出压力之间的关系

根据图11和图12的仿真数据，本研究团队提出以下推论。

【推论10】 锥形转子转速为5 000～7 000 r·min-1，随着转子叶片数的增加，血泵输出流量和压力总体呈现出下降的趋势。

【推论11】 锥形转子转速为7 000～10 000 r·min-1，随着转子叶片数的增加，血泵输出流量和压力呈现出现增加后降低的趋势。

【推论12】 随着转子转速的增加，血泵输出流量和压力在逐步增加。转子叶片数为3，转速为6 000 r·min-1时，血泵的输出流量和压力分别为12.65 L·min-1和15.8 kPa，能够满足人体对血泵流量和压力的要求。

(2) 转子螺距的影响

【计算条件】 见表2中第三行数据，即锥形螺旋转子叶片数为3，进出口导轮叶片数为5，选取转子的螺距分别为30 mm，35 mm，40 mm，45 mm，50 mm等5种情况(见图13)。

图13 具有不同螺距的锥形螺旋叶轮转子

通过数值计算，获得不同转速下的血泵锥形螺旋转子螺距与血泵输出流量、压力的关系曲线(见图14和图15)。

图14 转子螺距与血泵输出流量之间的关系

图15 转子螺距与血泵输出流量之间的关系

根据图14和图15的仿真数据，本研究团队提出以下推论。

【推论13】 随着锥形螺旋转子螺距的增加，血泵的输出流量总体趋势是逐渐增大；输出压力起伏变化，没有固定的规律。

【推论14】 随着转速的增大，不同锥形螺旋转子螺距的血泵的输出流量和压力逐步增大。

【推论15】 在转子转速为6 000 r·min-1，锥形螺旋转子螺距为30 mm时，血泵的输出流量和压力分别为12.65 L·min和15.8 kPa，已满足人体对血泵流量和压力的要求。

(3) 转子锥度的影响

【计算条件】 见表2中第四行数据，即转子锥度分别为5.95°，7.125°，8.3°，9.46°。前后导轮叶片数为8，均为圆弧形叶片，转子螺距为35 mm，转子叶片数为3(见图16)。

图16 具有不同锥度的锥形螺旋叶轮转子

通过数值计算，获得不同转速下的血泵锥形螺旋转子锥度与血泵输出流量、压力的关系曲线(见图17和图18)。

图17 转子锥度与血泵输出流量之间的关系曲线

图18 转子锥度与血泵输出压力之间的关系曲线

根据图17和图18的仿真数据，本研究团队提出以下推论。

【推论16】 随着转子转速的增大，具有不同锥形转子锥度的血泵输出流量和压力逐步增加。

【推论17】 在同一转子转速下，随着锥形转子锥度的增大，血泵输出流量总体趋势是逐步增大。

(4) 导轮叶片形状的影响

【计算条件】 见表2中第五行数据，即转子螺距为35 mm，转子叶片数为3，进出口导轮叶片数为8。导轮叶片的形状选取：0°直导叶，10°右旋直导叶(导叶与轴线夹角方向与转子转动方向相反)，10°左旋直导叶(导叶与轴线夹角方向与转子转动方向一致)及圆弧导叶(见图19)。

图19 具有不同叶片形状的导轮

通过数值计算，获得不同转速下的导轮叶片形状与血泵输出流量、压力的关系曲线(见图20和图21)。

图20 导轮叶片形状与血泵输出流量之间关系曲线

根据图20和图21的仿真数据，本研究团队提出以下推论。

【推论18】 随着转子转速的增大，具有不同叶片形状导轮的血泵输出流量和压力逐步增大[76]。

【推论19】 在同一转子转速下，具有0°直导叶导轮的血泵输出流量和压力最大，具有10°右旋导叶导轮的血泵输出流量最小。

(5) 导轮叶片数的影响

【计算条件】 见表2中第六行数据，即转子叶片数为3，转子螺距为35 mm，转子锥度为9.46°，进出口导轮叶片形状为圆弧形，进出口导轮叶片数分别取6，7，8和9(见图22)。

图22 具有不同叶片数的导轮

通过数值计算，获得不同转速下的导轮叶片数与血泵输出流量、压力的关系曲线(见图23和图24)。

图23 导轮叶片数与血泵输出流量之间关系曲线

图24 导轮叶片数与血泵输出压力之间关系曲线

根据图23和图24的仿真数据，本研究团队提出以下推论。

【推论20】 随着转子转速的增大，具有不同叶片数导轮的血泵输出流量和压力逐渐增大；

【推论21】 同一转速下，随着导轮叶片数的增加，血泵的输出流量和压力总体趋势有所减少。

2.3 血泵数值模拟结论及所提供的设计准则

2.3.1 血泵数值模拟结论

通过上述的血泵数值模拟，可以得出以下结论。

【结论1】 在螺旋叶轮的流道中，流体受到螺旋叶片的推力，加速前进，进入出口导轮。在出口导轮处均有明显的回流，流动紊乱，并且出口流体有旋转，这种旋转对血液流动不利：一是流体因为旋转消耗部分能量，降低了出口压力能；二是旋转会使血液受到的剪切力增大，容易引起溶血。转子叶片数为3时，后导轮处回流较少，出口流体旋转较小。

【结论2】 随着转子螺距的增大，流体的切向速度增大，使血液受到的切向应力增加，增大了溶血的风险。转子螺距为35 mm时，血泵各项性能比较平均，基本满足血泵设计的要求。

【结论3】 随着转子锥度的增大，血泵的流量和进出口两端的压差也在增大。转子锥度为9.46°的血泵性能指标最符合人体的生理要求。

【结论4】 导轮叶片对流体的流动具有明显的导向作用。适当的叶片数能很好地引导流体的流动方向，使流动无回流，基本无漩涡，减少血栓的形成的可能性；进出口导轮叶片数对血泵的进出口压强及流量也有影响，随着导轮叶片数的增多，血泵进出口压差减小，流量也减小；进出口导轮叶片数为8片时，血泵性能最好。

【结论5】 最佳血泵结构参数：转子锥度为9.46°，转子螺距为35 mm，转子叶片数为3，进出口导轮叶片形状为圆弧形，导轮叶片数为8。

2.3.2 血泵流场数值模拟提供的设计准则

【准则1】 血泵进口端壳体和出口端壳体内表面应该设计成流线形状。

【准则2】 进出口导轮应该设计成锥弧形曲面，并能与血泵进口端壳体和出口端壳体内表面相匹配。

【准则3】 转子应该设计成锥形，转子锥度应该选取为9.46°。

【准则4】 与转子对应的血泵壳体部分内表面也应该设计成锥形，并与转子的锥度相同。

【准则5】 锥形转子上的叶片应为螺旋状，且选取螺旋头数为3，即螺旋叶片数为3。

【准则6】 锥形转子上螺旋叶片的螺距因该选取为35 mm。

【准则7】 进出口导轮上的导叶片形状应设计成圆弧状，并取进出口导轮上的叶片数分别为8。

3 体外驱动全磁浮锥形螺旋叶轮血泵用混合永磁悬浮轴承

为了能使高速旋转的锥形螺旋叶轮血泵长期运转，必须解决轴承磨损和摩擦生热问题[50-53]。

(1) 机械轴承摩擦产生的热量，将使得通过的血液温度升高，某些血液细胞会被杀死，威胁人的生命安全。

(2) 机械轴承磨损导致血泵转子与定子之间的间隙加大，使转子振动，血液流动紊乱，引发血细胞破坏——溶血。

(3) 血栓有可能导致血泵转子卡死，甚至发生血栓脱落进入血管等更为严重的问题。

(4) 溶血和血栓都会使血液发生紊乱，打乱人的正常生理周期，而且破坏血泵的工作环境。

为了消除或减小机械轴承摩擦与磨损对血液产生的危害，将人体血细胞的损坏程度减到最小，而且为了使得植入人体内血泵能够实现长期免维护，可以采用磁悬浮轴承(Magnetic Suspension Bearing)来替代机械轴承[49-50]。

高殿荣研究团队构思的锥形螺旋叶轮血泵转子(Rotor of Cone Spiral Impeller Pump，RCSIP)的悬浮由两对径向永磁轴承(Radial Permanent Magnetic Bearings，RPMB)及轴向永磁轴承(Axial Permanent Magnetic Bearings，APMB)组成[77-79](见图25)。RCSIP装配结构见图26。

1泵壳;2进口导轮;3轴向永磁轴承;4径向永磁轴承;5锥形螺旋转子;6径向永磁轴承;7轴向永磁轴承;8出口导轮;A轴向永磁轴承左(右)端环;B径向永磁轴承内环，轴向永磁轴承右 (左)端环;C径向永磁轴承外环

1进口端壳体;2进口导轮;3轴向永磁轴承左(右)端环;4径向永磁轴承外环;5,9密封圈;6中间壳体;7永磁磁条;8锥形螺旋转子;10支承轴;11出口导轮;12出口端壳体;13径向永磁轴承内磁环，轴向永磁轴承右(左)端环

(1) 支承轴10上装有4块永磁磁条7，永磁磁条7上装有锥形螺旋转子8，支承轴10、4块永磁磁条7和锥形螺旋转子8共同构成血泵转子总成。

(2) 径向永磁轴承内磁环13安装在支承轴10的两端，两个径向永磁轴承4的外磁环分别安装在进口导轮2和出口导轮8上，内磁环13和外磁环4构成左右径向永磁轴承。

(3) 轴向永磁端环3分别安装在进口导轮2和出口导轮8上，另一个轴向永磁端环13(亦是径向永磁轴承内磁环)安装在支承轴10的左右两端，永磁端环3和13构成两个轴向永磁轴承。

(4) 进口导轮2和出口导轮11通过各自的叶片分别固结在进口端壳体1和出口端壳体12内部。

(5) 转子总成与进口导轮2和出口导轮11之间有较小的轴向间隙，与泵壳之间有较小的径向间隙。

(6) 锥形螺旋叶轮转子总成可以在两个轴向永磁轴承及两个径向永磁轴承的共同作用下，实现轴向与径向的磁悬浮，并与导轮和外壳之间无接触高速旋转。

图27是磁悬浮轴承数值计算框图。

图27 磁悬浮轴承数值计算框图

3.1 径向永磁轴承的数值模型

径向永磁轴承见图28。通常使用两个等宽等高截面的永磁环构成理想永磁轴承。对于大多数径向永磁轴承而言，两块永磁环间的间隙和截面的尺寸相对于其平均半径是很小的，那么忽略永磁环的曲率是可行的，不会影响计算的精度[80]。

图28 3维径向永磁轴承模型

径向永磁轴承在工作时，可能出现轴向偏移和径向偏移等两种情形。

(1)轴向偏移径向永磁轴承轴向偏移时(见图29，图中箭头↑表示磁化方向)。

图29 径向永磁轴承数学模型

由于永磁环之间的径向间隙均匀，永磁环可以等同于无限长的两块条形磁铁，永磁环之间的磁场及其变化类似于线性系统[81]。由于永磁轴承中两个永磁环同心，轴向对称，故永磁轴承的径向力为零，即径向永磁轴承的径向磁力Fr=0，径向永磁轴承的轴向磁力

(6)

式中，Fx为径向永磁轴承的轴向磁力；J0为永磁环表面磁极化强度；μ0为磁导率；S为轴承平均周长；φ为标量磁位；d为轴向偏移量；h为永磁环高度。

(7)

式中，z为径向坐标(见图28)；l为永磁环宽度；e为径向间隙。

(8)

式中，Kr为径向永磁轴承的径向刚度；δ为磁荷密度。

(9)

Kx=-2Kr

(10)

式中，Kx为径向永磁轴承的轴向刚度。

在中心位置时，d=0，此时

(11)

Kx=0

(12)

(2)径向偏移对于轴向偏移的径向永磁轴承，若同时又发生径向偏移c(见图30)，由于永磁环之间的径向间隙不再均匀，永磁环之间的磁场及其变化将不再类似于线性系统。

图30 具有轴向偏移的径向永磁轴承示意图

可以用磁荷法(magnetic charge method)计算出径向力和轴向力[82]。

(13)

式中，Fr为永磁轴承径向力；α为内磁环径向与y轴夹角；β为外磁环径向与y轴夹角；R1为外永磁环的外半径值；R2为外永磁环的内半径值；R3为内永磁环的外半径值；R4为内永磁环的外半径值；r1为外永磁环的外半径；r2为外永磁环的内半径；r3为内永磁环的外半径；r4为内永磁环的内半径；i为x方向上的单位向量；j为y方向上的单位向量；c为内外永磁环轴向偏移量。

永磁轴承轴向力

(14)

利用式(13)和式(14)可以计算永磁轴承的径向承载能力和轴向承载能力，也能够用来计算永磁环平行磁化的所有其他布置形式的径向和轴向永磁轴承的承载能力。

3.2 轴向永磁轴承的数值模型

轴向永磁轴承是由动磁环和静磁环组成，利用磁性材料同性相斥、异性相吸的原理，使动磁环悬浮于静磁环上，保证在旋转时，动磁环和静磁环不接触，从而大大降低运动的摩擦阻力。根据永磁轴承两磁环的磁化方向及相对位置的不同，永磁轴承有多种磁路结构形式。由于径向充磁的工艺比较复杂，本研究团队仅对轴向斥力磁轴承(Axial Repulsion Magnetic Bearing)进行研究，图31为轴向斥力永磁轴承的三维结构。

图31 3维轴向永磁轴承模型

利用虚功原理法(virtual work principle)进行悬浮力的分析，并采用有限元方法对轴向斥力轴承的磁场分布以及磁场力的大小进行计算。

(1)用虚功原理计算磁力使用虚功原理计算磁力实际上是求磁场的能量对运动物体的位移。

(15)

式中，Wm为磁场能量；B为磁通密度；H为磁场强度；V为被求磁力物体的体积。

则磁力物体沿ξ方向位移受到的磁力

(16)

式中，Wm为磁场能量；V为被求磁力物体的体积；ξ为磁力物体位移方向。

在这些虚位移中，标量磁位或矢量磁位保持不变，而且可移动的物体必须被一层空气所包围以便物体可以有虚位移。根据牛顿第三定律，包围物体的这层空气所受的磁力应该与物体所受的磁力大小相等而方向相反，因此可以将物体所受到的磁力的求解转换成包围物体的一层空气所受的磁力的求解；而在空气中，磁场强度与磁通密度之间的关系是线性的，这样就不必考虑可移动物体的材料非线性，从而使求解问题变得简化。

(2)虚功原理对应的有限元法对于式(16)，要推导出其解析解几乎是不可能的，而在大多数情况下只能采用数值方法来求物体所受的磁力。磁场数值分析，常用方法是有限元方法。

图32为轴向永磁轴承处于轴对称磁场中，其相应的计算场域是一个轴对称场域，即图32中o -xy坐标系中的第一象限部分。

图32 轴向永磁轴承数学模型

选择标量磁位φm作求解函数，标量磁位满足拉普拉斯方程(Laplace Equation)，其边值问题

(17)

式中，Ω为φm的求解区域；φm为标量磁位；s1为第一类边界；φm0为第一类边界上的标量磁位值；s2为第二类边界；Bn为第二类边界上的磁场强度外法向分量的已知值；n为第二类边界上的磁场强度外法向单位矢量。

根据变分原理，式(17)的边值问题可以等价为条件变分问题。即

(18)

式中，W(φm)为能量泛函。

s1∶φm=φm0

经离散化处理后，式(18)可以转化为有限元方程组

[K]{φm}={P}

(19)

式中，[K]为总体系数矩阵；P为右端向量。

求出各节点的标量磁位为φm后，由H=φm的拉普拉斯变换，即可求出各节点的磁场强度H的值。

永磁轴承的悬浮力取决于两种媒质分界面上磁力的大小。根据虚功原理，作用于永磁环上的磁力，当求解域离散成许多微小单元时可以表示如下。

(20)

式中，Fξ为沿ξ方向所受到的磁力；Ve为微小单元体体积；e表示微小单元。

当采用体积局部坐标时，有如下关系式。

H=-J-1·φm

(21)

(22)

(23)

式中，J为局部坐标与全局坐标之间变换的Jacobian矩阵。

将式(22)和式(23)代入式(20)，得

(24)

如果计算区域的单元划分采用线性四面体单元(linear tetrahedron unit)，采用体积局部坐标时对应的Jacobian矩阵

(25)

式中，xi,yi,zi为节点i所对应的坐标值，i=1，2，3，4。

至此，就能将所有的单元求和，求出Fξ的值。

3.3 径向永磁轴承数值计算

数值模拟在P43台式计算机上进行，内存8 G，硬盘1 T。以Maxwell方程组作为电磁场分析的出发点，采用ANSYS/Emag计算模块中的电磁场分析功能，可分析计算如电力发电机、变压器、电动机、回旋加速器等设备的磁通密度、能量损耗、磁场强度、磁漏、磁力及磁矩等参数，磁场通量密度、电流密度、能量、力、损耗、电感和电容可以通过已知参量导出[83]。径向永磁轴承数值模拟的内容和相应的参数见表3。

表3 径向永磁轴承数值模拟内容

续表

3.3.1 不同气隙及径向偏移量下永磁轴承的磁力线分布

根据上述有关径向永磁轴承的分析，对于径向永磁轴承而言，当内外永磁环之间有偏移时，内外永磁环之间的径向间隙不再均匀，永磁环之间的磁场分布也要发生变化。为了定性验证上述分析，利用电磁场有限元分析软件(ANSYS)对径向永磁磁轴承进行数值模拟计算。考虑到永磁环结构的对称性，进行二维电磁场分析。

根据表3规定的不同气隙及径向偏移量下永磁轴承的磁力线分布模拟要求，图33～图35分别给出了上述工况下，在内外磁环没有轴向偏移时的磁力线分布图。

图33 气隙为0.2 mm时磁力线分布

图34 气隙为0.25 mm时磁力线分布

图35 气隙为0.3 mm时磁力线分布

根据图33～图35的仿真数据，本研究团队提出以下推论。

【推论22】 内磁环和外磁环的磁力线形成封闭的曲线，在内环偏移的一侧，磁力线分布范围比另一侧大，即磁环轴向下方的磁力线比上方范围大。

【推论23】 当内、外环之间气隙一定时，径向偏移量越大，磁力线向外的扩散程度也越大。

【推论24】 当径向偏移量相同时，不同气隙下磁力线分布变化不明显。

【推论25】 当转子内磁环向下侧偏移时，在相同点磁场密度增大，磁力线也越密集，分布范围也越大。

3.3.2 内磁环所受径向悬浮力与径向偏移量之间的关系

根据上述有关径向永磁轴承的分析，对于径向永磁轴承而言，当内外永磁环之间有偏移时，内外永磁环之间的径向悬浮力与径向偏移量c有关(见式(13))。根据表3规定的内磁环所受径向悬浮力与径向偏移量之间关系模拟要求，应用式(13)进行仿真计算，分析径向偏移量c对径向悬浮力的影响趋势。

图36给出了按上述模拟条件，在内磁环与外磁环之间没有轴向偏移时，内磁环所受径向悬浮力与径向偏移量之间的关系曲线。

图36 径向悬浮力与径向偏移量之间的关系

根据图36的仿真数据，本研究团队提出以下推论。

【推论26】 当内磁环向下偏移时，沿偏移方向的气隙比相反方向的小，磁力线较相反方向密集一些。

【推论27】 内磁环所受的径向悬浮力的大小与径向偏移量成正比关系，即径向偏移量越大，内磁环受到的径向悬浮力也越大。

【推论28】 内磁环与外磁环之间的平均气隙g0的大小对内磁环径向悬浮力的大小影响比较大，平均气隙越大，径向悬浮力就越小。

3.3.3 不同轴向偏移量时径向永磁轴承磁感应强度矢量分布

根据上述有关径向永磁轴承的分析，当径向永磁轴承的内外环同心时，径向永磁轴承所产生的轴向悬浮力与径向永磁轴承内外磁环的轴向偏移量d有关(见式(6))。为了定性地验证这一影响趋势，根据表3规定的不同轴向偏移量时径向永磁轴承磁感应强度矢量分布模拟要求，对不同轴向偏移量时径向永磁轴承磁感应强度矢量分布进行仿真计算。

图37分别给出了径向永磁轴承在轴向偏移1 mm，2 mm，3 mm和4 mm时的磁感应强度矢量图。

图37 不同轴向偏移量下磁场强度矢量图

根据图37的仿真数据，本研究团队提出以下推论。

【推论29】 随着径向磁轴承内磁环沿轴向偏移量增大，内磁环伸出部分的磁感应强度不断地增大；在内磁环伸出部分周围形成的磁感应强度增大明显，产生的磁感应强度也明显增大，内磁环受到的力也更大，所受力的方向与内磁环偏移方向相反，使得内磁环回到平衡位置。

3.3.4 径向永磁轴承轴向悬浮力与轴向偏移量之间的关系

根据上述有关径向永磁轴承的分析，当径向永磁轴承的内外环同心时，径向永磁轴承所产生的轴向悬浮力与径向永磁轴承内外磁环的轴向偏移量d有关(见式(6))。为了定量分析这一影响趋势，根据式(6)和表3规定的径向永磁轴承轴向悬浮力与轴向偏移量之间的关系模拟要求进行模拟计算，得径向永磁轴承轴向悬浮力与轴向位移之间的关系曲线见图38。

图38 轴向悬浮力与轴向偏移量之间的关系

根据图38的仿真数据，本研究团队提出以下推论。

【推论30】 内磁环所受轴向力的方向与内磁环的偏移方向一致，与充磁方向无关，而只与内磁环的轴向偏移量有关。

【推论31】 在1.5 mm范围内，轴向磁力随着轴向偏移量的增大变化比较快；在1.5～2.5 mm之间，增加的比较缓慢；在大于2.5 mm时，轴向力开始下降。

【推论32】 径向平均气隙对轴向力也有一定的影响，平均气隙越小，轴向力越大，虽然这对轴向悬浮是不利的，但是平均气隙越小，径向悬浮力越大。

3.4 轴向永磁轴承数值计算

轴向永磁轴承数值模拟的工作平台和模拟软件与径向永磁轴承数值计算相同。模拟内容和相应参数见表4。

表4 轴向永磁轴承数值模拟内容

3.4.1 不同轴向气隙时轴向永磁轴承磁感应强度矢量分布

根据上述有关轴向永磁轴承的分析，采用轴向充磁的轴向永磁轴承容易实现。为定性分析两永磁环之间的轴向偏移量对磁感应强度矢量的影响趋势，根据表4规定的不同轴向气隙时轴向永磁轴承磁感应强度矢量分布的模拟要求进行仿真计算，得到轴向永磁轴承的磁感应强度矢量分布情况(见图39)。

径向磁轴承产生的轴向不稳定性[84]，可以通过一对轴向磁轴承来进行平衡。根据永磁体之间同性相斥，异性相吸原理，两个永磁环构成一个斥力型轴向磁轴承。由图25和图26可知，轴向磁轴承的一个永磁环与径向磁轴承的外磁环都镶嵌在导轮内，因此这两个永磁环之间的磁力为内力，不影响转子的悬浮。

图39 不同轴向气隙下轴向磁轴承的磁感应强度矢量

根据图39的仿真数据，随着两磁环轴向间气隙的不断增大，轴向永磁轴承的磁感应强度矢量分布发生明显变化。当轴向气隙较小时，在两磁环之间气隙处磁感应强度较大；随着两磁环间气隙的不断增大，磁感应强度明显地减小。因此，本研究团队提出以下推论。

【推论33】 两磁环间的轴向气隙对轴向永磁轴承的影响比较大。

3.4.2 轴向永磁轴承轴向悬浮力与两磁环间轴向气隙的关系曲线

根据上述有关轴向永磁轴承的分析，为定量分析轴向充磁两永磁环之间的轴向偏移量对磁感应强度矢量的影响趋势，根据表4规定的轴向悬浮力与两磁环间轴向气隙关系曲线的模拟要求，得到轴向悬浮力与轴向偏移量之间的关系曲线(见图40)。

图40 轴向悬浮力与轴向偏移量之间的关系

根据分析图40的仿真数据，本研究团队提出以下推论。

【推论34】 随着轴向气隙的不断增大，轴向磁力不断的减小。

【推论35】 平均气隙g0对轴向力的大小也有一定的影响，g0越大，即磁环的内径越小，轴向磁轴承的轴向力也越小。

由于径向磁轴承轴向的不稳定性而产生轴向力，对转子的轴向稳定是不利的，必须使轴向磁轴承产生的轴向力减去径向磁轴承产生的轴向力后，仍能满足转子轴向稳定的要求[85-86]。这就要求对径向磁轴承和轴向磁轴承的结构尺寸以及径向平均气隙做综合考虑，做出合理的优化与配置。

3.5 血泵永磁轴承数值模拟结论及提供的设计准则

3.5.1 血泵永磁轴承数值模拟结论

【结论6】 采用轴向充磁的内外永磁环可以组成径向永磁轴承。

【结论7】 轴向充磁的径向永磁轴承内外磁环之间的偏移量影响径向轴承磁力线的分布。轴向充磁的径向永磁轴承内外磁环之间间隙小的部位，磁力线密集，作用范围大，磁场也就强。

【结论8】 轴向充磁的径向永磁轴承内磁环所受的径向悬浮力与内磁环的径向偏移量有关。径向偏移量越大，内磁环受到的径向悬浮力也越大。

【结论9】 内磁环与外磁环之间的平均气隙g0的大小对内磁环径向悬浮力影响较大，平均气隙越大，径向悬浮力就越小。

【结论10】 轴向充磁的径向永磁轴承随内磁环沿轴向偏移量的增大，内磁环伸出部分周围的磁感应强度不断增大。

【结论11】 轴向偏移量在1.5 mm范围内，内磁环所受到的轴向磁力随着轴向偏移量的增大增加比较快；在1.5～2.5 mm之间，增加的比较缓慢；在大于2.5 mm时，开始下降。

【结论12】 径向平均气隙对轴向力也有一定的影响，平均气隙越小，轴向力越大。

【结论13】 两个轴向充磁的永磁环可以形成轴向永磁轴承。

【结论14】 轴向永磁轴承两磁环间的轴向气隙大小对气隙处的磁感应强度影响较大。气隙越小，磁感应强度越大；气隙越大，磁感应强度越小。

【结论15】 轴向永磁轴承轴向悬浮力随轴向气隙的增加而减小。

3.5.2 血泵永磁轴承数值模拟所提供的设计准则

【准则8】 径向永磁轴承的设计应该选用轴向充磁的两个磁环组成。

【准则9】 为保证产生足够的径向悬浮力，径向气隙g0应取值0.2 mm。

【准则10】 轴向永磁轴承应该由轴向充磁的两个永磁环组成。

【准则11】 为保证产生足够的轴向悬浮力，轴向间隙应控制在0.2 mm附近。

【准则12】 为保证对血泵转子磁悬浮的稳定性，轴向和径向永磁轴承应该成对出现。

4 体外驱动全磁浮锥形螺旋叶轮血泵外磁场驱动研究

现有的血泵大多采用体内储能或通过导线(管)向体内血泵提供能量等方式。无论体内储能还是外部输入能量，都存在以下两个方面弊端。

(1)体内储能方式由于大容量高能电池的限制，不可能长时间向血泵提供能量，限制了左心室辅助装置(LVAD)的长期不间断连续使用。因此，利用体内储能供能方式的LVAD，只能应用于过渡性心脏功能辅助。

(2)体外能量输入方式虽然解决了能量供给不足的问题，但由于导线(管)穿透人体，极容易产生感染和排异现象，将大大降低患者的生活品质。

如果能够采用体外旋转磁场作为LVAD的供应能量，则可能通过非接触式驱动方式，驱动血泵叶轮旋转，不仅可以简化血泵体结构，减小血泵体积，更适于置入心脏，而且可以避免穿皮导线引起的排异与感染等生理问题。

本研究团队设想，血泵转子驱动永磁铁采用高磁性永磁体(Permanent Magnet)NdFeB制成，运用永磁电机驱动原理[62]，对线圈组加载交变电流来产生旋转磁场[87-89]，对永磁转子产生旋转力矩，从而驱动转子持续转动。

血泵体外旋转磁场涉及的主要科学问题是构建旋转磁场，面临的主要工程问题是实现这种驱动方式。本研究团队对于血泵体外旋转磁场研究的总体思路如下。

(1) 构思不同的外磁场驱动方案；

(2) 采用ANSYS软件对驱动方案进行数值仿真[90]，获得旋转磁场的设计信息；

(3) 比较各方案优劣，确定最佳方案；

(4) 按最佳方案构造实物驱动模型进行实验验证。

4.1 永磁转子驱动磁场的有限元计算与分析

永磁转子驱动磁场数值模拟所用平台及模拟软件与径向永磁轴承数值计算相同，数值模拟方案见表5。

表5 转子驱动磁场数值模拟方案

4.1.1 三线圈呈120°均匀周向排列驱动系统的有限元分析

三线圈呈120°均匀周向排列是符合永磁电机驱动原理的空间布置方式。通过对其施加交变电流更有利于对转子形成旋转磁场。

(1)驱动系统问题描述转子驱动系统由转子和线圈组成(见图41)。转子采用NdFeB材料径向充磁制成，其剩磁Br=1.08 T，内禀矫顽力(Intrinsic Coercive Force，ICF)Hc=981 000 Oe，转子内径为9 mm，外径为15 mm。转子中心与线圈中心距60 mm。

图41 转子驱动装置示意图

内禀矫顽力(ICF)是永磁材料性能的重要物理参量，表征了永磁材料抵抗外部反向磁场或其他退磁效应，以保持其原始磁化状态能力的主要指标。

永磁转子结构由两对极性相反的NdFeB永磁体组成(见图42)。工作时，3组线圈依次由交变电流循环导通，产生交变磁场，从而对转子持续产生交变力作用，驱动转子旋转起来。3组线圈脉冲电流信号见图43。

图42 转子结构示意图

图43 3组线圈脉冲电流信号图

(2)转子驱动系统有限元模型根据实际驱动工况，在ANSYS中建立转子驱动系统二维模型(见图44)，转子和线圈被长宽均为200 mm的空气场包围(见图44中背景区域)，线圈匝数4 000，电流大小及线圈位置可调整。

图44 驱动系统的二维模型

(3)边界条件的确定与载荷分析永磁体磁场分析采用基于单元边的分析方法，ANSYS软件会自动添加磁力线垂直边界条件，无需重新定义；而通量平行边界条件则需要另行添加，可以在ANSYS软件中进行程序设定，在所需要的地方添加设定的通量平行边界条件来完成全部边界条件的施加。

由于永磁转子是血泵叶轮旋转的主要部件，而电磁线圈是提供血泵能量来源的外部装置，因此将永磁转子作为研究对象，对其所受磁场力和磁场力矩进行分析研究。运用虚功法(Virtual Work Method)，求解从动永磁体所受的磁场力和磁力矩，得出仿真分析数值。

(4)有限元仿真分析结果图45为线圈未加载电流时转子磁力线分布，图46为线圈未加载电流时转子磁力线矢量分布。

图45 线圈未加载电流时转子磁力线分布

图46 线圈未加载电流时转子磁力线矢量图

根据图45和图46的仿真数据，本研究团队提出以下推论。

【推论36】 线圈未加载电流时，永磁转子磁力线等值线图和磁力线矢量图分布是轴对称的。

图47展示了3组线圈按一定频率循环导通时对应的磁力线的分布情况。

根据图47的仿真数据，本研究团队提出以下推论。

【推论37】 3组线圈能实现循环加载电流，并能产生交变磁场。

影响线圈对转子驱动扭矩的因素很多，如线圈与转子间的距离，线圈加载电流的大小，转子的旋转角度，等等。为了研究这些因素的影响规律，改变永磁转子与线圈的间距，由40 mm增加到60 mm，设定加载电流为2 A。运用ANSYS软件进行求解，计算所产生转距。得到的仿真结果见图48。

图47 线圈加载电流时转子磁力线矢量图

图48 转子所受转矩与转子和线圈距离关系曲线

根据图48的仿真数据，本研究团队提出以下推论。

【推论38】 加载线圈对永磁转子产生驱动力矩。

【推论39】 随着驱动线圈与永磁转子之间距离的增大，转子上的驱动力矩减小，几乎成线性规律变化。

若保持线圈与永磁转子之间的距离为50 mm不变，改变线圈加载电流的大小，得到转子所受转矩与线圈电流的关系曲线(见图49)。

图49 转子所受转矩同线圈电流的关系曲线

根据图49的仿真数据，本研究团队提出以下推论。

【推论40】 随着线圈加载电流的增大，永磁转子产生的驱动力矩增大。

计算转子在转到不同角度时交变磁场对转子的驱动力矩，可分析转子能否得到持续的转矩来实现转动。由于转子关于中心对称，因此计算时只要计算转子从起始角度到转过180°时的转矩变化情况即可。图50为线圈循环导通时，每个线圈对转子的驱动转矩以及合成驱动转矩的变化曲线。

图50 转子所受转矩同转子旋转角度的关系曲线

根据图50的仿真数据，本研究团队提出以下推论。

【推论41】 在线全加载电流后，每个线圈对转子施加转矩随转动角度呈周期性变化，转矩有正有负。

【推论42】 所有3个线圈对转子施加转矩之和为正值，约为0.7 N·m。亦即转子可在所有角度都获得持续的来自线圈的同一方向的驱动转矩，从而驱动永磁转子向同一方向旋转。

4.1.2 六线圈呈60°均匀周向排列驱动系统的有限元分析

六线圈均匀周向排列，以相对的两线圈为一对，使用三线圈周向布置时同样的脉冲信号来进行加载。

(1)驱动系统问题描述转子驱动系统见图51，转子所用物理参量同上。工作时，相对两个线圈串联为一组，3组线圈依次由交变电流循环导通，产生交变磁场，从而对转子持续产生交变力作用，促使转子旋转起来。

图51 转子驱动装置示意

(2)转子驱动系统有限元模型根据实际工作时的情况，在ANSYS中建立二维模型(见图52)，转子和线圈被长宽均为200 mm的空气场包围(见图52中背景区域)，线圈匝数4 000，电流大小及线圈位置可以改变。

图52 驱动系统的二维模型

(3)边界条件的确定与载荷分析边界条件及载荷分析设定情况与前述一致。

(4)有限元仿真分析结果图53显示了在3对线圈按一定频率循环导通时每对线圈导通时对应的磁力线的分布情况。

图53 线圈组加载电流时转子磁力线矢量图

根据图53的仿真数据，本研究团队提出以下推论。

【推论43】 每对线圈加载电流后与永磁转子相互作用，能产生交变磁场。

改变永磁转子与线圈之间的距离，设定加载电流为2 A，运用ANSYS软件求解此时转子所受转矩的变化情况(见图54)。

图54 转子所受转矩与转子和线圈距离关系曲线

根据图54的仿真数据，本研究团队提出以下推论。

【推论44】 转子所受到的驱动力矩与转子和线圈之间的距离成反比，距离越大，驱动力矩越小。

【推论45】 在永磁转子与线圈之间的距离以及加载电流相同的情况下，六线圈产生的驱动力矩是三线圈时的2倍。

保持线圈与永磁转子之间的距离为50 mm不变，改变线圈加载电流的大小，计算得到仿真曲线(见图55)。

图55 转子所受转矩同线圈电流的关系曲线

根据图55的仿真数据，本研究团队提出以下推论。

【推论46】 转子所收到的驱动力矩与加载电流成正比，加载电流越大，驱动转矩越大

【推论47】 在永磁转子与线圈之间的距离以及加载电流相同的情况下，六线圈产生的驱动力矩是三线圈时的2倍。

六线圈驱动时，不同线圈组导通时，转子转到各个角度所受转矩变化曲线以及各角度处所受转矩和的变化曲线见图56。

图56 转子所受转矩同转子旋转角度的关系曲线

根据图50的仿真数据，并对比三线圈仿真数据，本研究团队提出以下推论。

【推论48】 三线圈驱动产生的磁场可以对转子产生相对于转子中心对称的驱动力，因此可以减少驱动过程中的偏心力。

【推论49】 相对于三线圈布置相当于加倍了驱动力，驱动效果较好。

4.2 数值模拟结论及所提供的设计准则

4.2.1 数值模拟结论

【结论16】 4块尺寸和形状完全相同的径向充磁的四分之一圆弧形永磁铁组合在一起形成永磁转子。

【结论17】 在永磁转子轴向均匀布置3个线圈或6个线圈，使线圈中心与转子中心距在40～60 mm之间变化，当线圈内加载交变电流时，对永磁转子产生驱动力矩。

【结论18】 永磁转子产生的驱动力矩大小与线圈中加载电流的大小成正比；电流越大，驱动力矩越大。

【结论19】 永磁转子产生的驱动力矩大小与线圈中心到转子中心之间的距离成反比；距离越大，驱动力矩越小。

【结论20】 永磁转子产生的驱动力矩大小与线圈的数量成正比；在相同的加载电流和中心距时，六线圈结构产生的驱动力矩是三线圈时的2倍。

4.2.2 数值模拟所提供的设计准则

【准则13】 转子上必须有4个径向充磁的永磁磁条。

【准则14】 驱动线圈取为6个，且沿转子周向均匀布置。

【准则15】 驱动线圈与转子之间的中心距应控制在40～60 mm之间，以保证永磁转子上产生足够的驱动力矩。

4.3 实验研究

实验目的就是为了验证六线圈驱动方案正确性，分析驱动距离、驱动电流对永磁转子转速的影响规律，为血泵物理样机的外磁场驱动设计奠定基础。

实验系统主要由直流电源、单片机控制板、驱动电路板、电流表、驱动线圈组,以及永磁转子组成。其中的单片机控制脉冲输出电路由燕山大学信息工程学院开发，可将脉冲控制程序写入单片机进行控制，按照所需要脉冲要求对程序进行改变，在一定范围内按要求对输出脉冲频率及电流大小进行调节，从而测试和数据采集，单片机控制板实物照片见图57。

图57 单片机控制板

驱动电路板对控制板输出脉冲信号进行功率放大，从而实现对线圈组的驱动功能，驱动电路板实物照片见图58。

图58 驱动电路板

6个驱动线圈绕组由直径0.625 mm的漆包线缠绕而成，每个线圈4 000匝。驱动线圈组实物照片见图59，被驱动的永磁转子实物照片见图60。

图59 转子驱动装置工程结构

图60 永磁转子

改变线圈组与转子中心距离，测量其在同一输入电流I=1.5 A下永磁转子所能达到的最高转速，得到的最高转速与距离关系曲线(见图61)。

图61 最大转速与线圈组到转子中心距离关系曲线

根据图61的数据，本研究团队提出以下推论。

【推论50】 转子的输出转速与转子到线圈的距离成反比，距离越大，转速越低。

在保持线圈绕组与永磁转子中心距为4 cm的情况下，通过测量输入驱动线圈电流变化的情况下永磁转子最大转速与驱动电流的关系曲线(见图62)。

图62 最大转速与电流关系曲线

根据图62的数据，本研究团队提出以下推论。

【推论51】 转子的输出转速与线圈中加载电流成正比，电流越大，转速越高。

图61和图62的试验曲线和数据也证明所提出驱动方案实现了转子在40～60 mm范围内的转动。

5 体外驱动全磁浮锥形螺旋叶轮血泵物理原型样机的加工制造

为了验证所构思的新型血泵工作结构的可实现性，本研究团队制造了体外驱动全磁浮锥形螺旋叶轮血泵(TMSCSI-BP-DOD)物理原型样机。

为方便实验观察，TMSCSI-BP-DOD物理原型样机外壳选用高透明度有机玻璃材料(PMMA)；导轮和转子选用具有耐腐蚀性能的聚四氟乙烯(PTFE)材料[91]；轴选用1Cr8Ni9Ti不锈钢材料[92-94]；永磁轴承和磁条选用具有高磁能积的铷铁硼材料(NdFeB)[95]。

TMSCSI-BP-DOD物理原理样机由燕山大学机械厂制造，使用的主要加工设备为CL30数控机床。在此，本研究团队以锥形螺旋转子(Cone Spiral Rotor)、导轮(Guide Impeller)、外壳(Body Case)等3个关键零件为对象，报告TMSCSI-BP-DOD物理原理样机的制造过程和制造工艺。

5.1 体外驱动全磁浮锥形螺旋叶轮血泵锥形螺旋转子的制造

锥形螺旋转子是TMSCSI-BP-DOD泵血的功能部件，其外部形状为锥形，在锥形表面上要加工出3条相同的均匀分布的螺旋形叶片(见图63)。

图63 转子零件图

5.1.1 锥形螺旋转子的基本参数(见表6)

锥形螺旋转子方程

(26)

式中，r为转子半径；t为叶片螺旋圈数；x为轴向长度；θ为叶片螺旋角度。

表6 螺旋转子基本参数

5.1.2 锥形螺旋转子的加工工艺

采用聚四氟乙烯(PTFE)作为试样，由于PTFE的材质相对钢材而言质地较柔软，且为回转类零件，故采用数控车削中心进行加工。根据图纸要求(见图63)，其加工工艺流程如下。

【step1】 下料，材料为PTFE棒料，直径为30 mm，长度为40 mm。

【step2】 1∶3.93锥面成形，采用90°车刀粗车、半精车、精车。

[转子粗车] 因为螺旋叶片螺距高达24 mm，故选用主切削刃6 mm，主偏角均为1°，副偏角分别为65°和-65°的矩形螺纹刀。主轴转速50 r·min-1，刀具Z轴向进给速度为24 mm·r-1，持刀深度为0.2 mm。

[转子精车] 刀具不变，主轴转速仍然设为50 r·min-1，刀具Z轴向进给速度为24 mm·r-1，持刀深度为0.05 mm。

【step3】 叶片加工至尺寸要求，采用高速钢(W18Cr4V)磨制成型刀具，主轴转速为50 r·min-1，进给量f为24 mm·r-1，吃刀量αP分别为0.3 mm，0.3 mm，0.3 mm，0.3 mm，0.2 mm，0.2 mm，0.1 mm，0.05 mm，0.05 mm。

由于转子零件总长为23.6 mm，螺旋叶片最大处直径为φ24 mm，厚度仅为0.8 mm。根据实际使用要求，在转子叶片根部需要保留半径为1～2 mm的过渡圆弧，以增加强度，防止叶片变形。

【step4】 采用中心钻打中心孔，再调用φ10 mm麻花钻头钻通孔；通孔加工完毕后，调用φ6 mm镗刀，通过粗镗和精镗，加工出达尺寸要求的φ12 mm通孔。

[转子内孔粗加工] 选用φ10 mm高精度硬质合金刀，主轴转速800 r·min-1，钻孔Z轴进给速度为0.1 mm·r-1。

[转子内孔精加工] 选用φ6 mm内孔镗刀，主轴转速不变，镗孔Z轴进给速度为0.15 mm·r-1。

【step5】 采用切断刀进行切断，达到长度要求。

TMSCSI-BP-DOD物理原理样机锥形螺旋转子加工工艺流程见图64。

图64 转子加工工艺流程

5.1.3 锥形螺旋转子的实际加工效果

经检测，通过上述制造工艺加工得到的锥形螺旋叶轮转子(见图65)，其实际公差参数见表7。

图65 转子实物照片

表7 锥形螺旋转子实际加工结果

由表7可知，加工出的锥形螺旋叶轮血泵转子满足图纸要求。

5.2 体外驱动全磁浮锥形螺旋叶轮血泵出口端外壳的制造

为了在TMSCSI-BP-DOD物理原型样机上的生物实验中通过肉眼直接观察血液的流动情况，选用高透光度PMMA作为血泵外壳材料。血泵外壳由进口端外壳、出口端外壳和中间外壳组成，作用是保证血液在一个密闭腔中流动，同时对血泵内各个零件起到固定支撑作用。由于进口端外壳、出口端外壳和中间外壳等3个外壳加工制造工艺类似，故选择进口端外壳(见图66)作为报告对象。进口端外壳的零件图见图67。

图66 血泵外形结构

图67 进口端外壳零件图

5.2.1 进口端外壳的加工

有机玻璃是由聚甲基丙烯酸酯(PMMA)合成的高分子化合物，其加工需要注意以下问题：

(1) 强度低、易碎、弹性变形大；

(2) 在钻孔钻透前，以及切断到工件中心前，工件容易突然发生崩裂、粘刀或排屑不畅；

(3) 可能划伤工件平面造成废品，因而其加工过程中需要及时排屑；

(4) 无论车外圆或车内孔，都容易产生不透明现象和裂纹现象。

针对有机玻璃材质的加工特点，按照先内后外的加工顺序，其加工步骤为“钻孔→加工内曲面→加工退刀槽→加工螺纹→加工外曲面→切断加工”。为了有效保证内孔的直线度与圆度，工艺流程如下。

【step1】 下料，材料为PMMA棒材，直径为50 mm，长度为75mm。

【step2】 打中心孔，用φ7钻头钻孔深至70 mm处。

【step3】 采用UG编制粗镗程序，粗镗至为精镗保留1 mm加工余量。

【step4】 调用内孔车刀加工3×3退刀槽。

【step5】 用螺纹车刀(定制或磨制)车削内螺纹。

【step6】 采用半精镗和精镗(定制或磨制)达尺寸要求，同时打开冷却液。

【step7】 加工件小端面固定于主轴三爪卡盘，大端面采用自制内顶尖顶固，用UG编制粗车、精车加工程序，选用切断刀(刀体宽度为3 mm)粗车(粗车的加工余量为1 mm)、半精车、精车进口端外壳的外轮廓至图纸尺寸要求，同时切削液打开。

外轮廓表面加工，采用刀体宽度为3 mm的机夹式外圆YG3硬质合金钢切断刀，可有效解除车刀与工件表面之间的加工干涉现象，同时还可利用切断刀的主切削刃对工件表面进行修光，保证了外轮廓的尺寸精度及工件的透明度。车削要求如下：

① 削刃锋利；

② 刃口处的表面粗糙度Ra为0.1 μm；

③ 大前角、大后角、大过渡刃(刀尖圆弧半径)、小主偏角的切削刃；

④ 时常将工具从孔中抽出，根据需要补充润滑油，同时进给的速度要很低。

外曲面加工，采用一夹一顶方式装夹，由于工件内曲面已经加工成型，需另外加工一个与内孔曲面相配合的曲面顶尖，以提高工件刚度并防止划伤工件。

【step8】 采用刀体宽度为3 mm的切断刀进行切断，出口端外壳加工完成。

TMSCSI-BP-DOD物理原理样机出口端外壳加工工艺流程见图68。TMSCSI-BP-DOD物理原理样机进口端外壳加工过程见图69。

图68 出口端外壳加工工艺

图69 进口端外壳加工图

5.2.2 进口端外壳的实际加工效果

经检测，通过以上制造工艺加工得到的出口端外壳(见图70)，其实际公差参数见表8。

图70 进口端外壳实物照片

表8 进口端外壳实际加工结果

5.3 体外驱动全磁浮锥形螺旋叶轮血泵导轮的制造

导轮在血泵中起到导流和安装磁轴承的作用，其功能是让通过锥形螺旋叶轮转子旋转泵出去的血液流动平稳合理，同时让磁轴承固定从而使转子稳定悬浮起来，因此导轮对血泵正常工作起着重要的影响。由于出口端导轮和进口端导轮加工制造工艺类似，故选择出口端导轮(见图71)作为分析对象。出口端导轮零件图见图72。

图71 出口端导轮三维图

图72 出口端导轮零件图

5.3.1 出口端导轮的加工

导轮材料选用PTFE。由于PTFE变形大，线膨胀数大、尺寸稳定性差、导热差、硬度及强度低、不耐磨耗，故在加工过程中主轴一定要保持低转速和低吃刀进给速度。

出口导轮轴向长度26 mm，径向最大直径φ24 mm，因为要加工3个相同的转子，为有效地避开卡盘三爪的干涉，故需准备一根φ25 mm×260 mm的PTFE棒料。

因为按照图纸要求及装配实际情况，对φ5 mm和φ9.5 mm内孔要求精度非常高，在综合考虑实际情况和现有技术下，两个内孔必须在数控车床上一次装夹加工成型。

导轮叶片厚度为1 mm,高为2 mm与导轮中心轴线成30°夹角，通过试车发现CL-30数控车床无法加工出导轮上1 mm叶片，其主要原因是加工材料厚度太薄及材料太脆，故采用先使用数控加工出导轮外形，再用1 mm厚的PTFE板材按图纸尺寸要求裁剪成叶片粘贴到导轮上。导轮为五叶片均布，粘叶片之前先采用分度头在导轮圆台面上划线5等分圆周，并且每条线的角度与中心轴线夹角30°，最后把裁剪成形的叶片按照划好的粘贴线用502胶水粘到导轮上。

为保证导轮的直线度、垂直度、内外圆的同轴度及圆度精度，采用一次装夹。为方便对刀，编程坐标系O点选择零件中心轴线与零件右端面交点(见图73)。

图73 大端导轮外形加工图

根据图纸要求(见图72)和工艺要求，出口端导轮加工工艺流程如下。

【step1】 下料，材料为PTFE棒料，直径为25 mm，长度为260 mm。

【step2】 装夹，45°车刀平端面。

【step3】 打中心孔，用φ4 mm钻头钻10 mm深孔。

【step4】 自制或定制内孔镗刀，内孔镗刀采用高速钢(W18Cr4V)进行磨制而成，半精镗、精镗内孔达图纸要求。

【step5】 调用自制外圆车刀粗车外圆至余量为1 mm，外圆车刀采用高速钢(W18Cr4V)磨制而成，车刀刀体厚度为2 mm，刃长15 mm，前角γ0为15°，后角α0为12°。主轴转速基本保持在50 r·min-1，进给量f为0.05 mm·r-1。吃刀量αP在0.5～0.02 mm之间，后段工序吃刀量较小。刀具加工路线从Z=-26.0 mm开始，止于Z=0 mm，反向安装车刀；半精车、精车外圆轮廓达图纸要求。

TMSCSI-BP-DOD物理原理样机出口端外壳加工工艺流程见图74。

图74 出口端导轮加工工艺

5.3.2 出口端导轮的实际加工效果

经检测，通过以上制造工艺加工得到的出口端外壳(见图75)，其实际公差参数见表9。

图75 出口端导轮实物

表9 进口端外壳实际加工结果

5.4 体外驱动全磁浮锥形螺旋轮血泵物理原型样机的装配

TMSCSI-BP-DOD物理原型样机装配(见图1)是指所属零部件精加工完成后，用机械方法组成一个工作系统的过程。

TMSCSI-BP-DOD物理原型样机除了自制零件外，还需要向专业制造商订制磁条和永磁轴承，其装配流程见图76。

图76 血泵总装配流程图

TMSCSI-BP-DOD物理原型样机的装配分为4个子装配步骤。

【step1转子子装配】 将4个永磁驱动磁条装在不锈钢支承轴上；将锥形螺旋转子套装在永磁驱动磁条上；将轴向永磁轴承的两个端环分别装在支承轴两端。

【step2进口端外壳子装配】 将轴向永磁轴承左端环装进进口端导轮孔中；将径向永磁轴承外环装进进口端导轮孔中；将进口端导轮装进进口端外壳中。

【step3出口端外壳子装配】 将轴向永磁轴承右端环装进出口端导轮里孔中；将径向永磁轴承外环装进出口端导轮外孔中；将出口端导轮装进出口端外壳中。

【step4中间外壳子装配】 将O型密封圈装进中间外壳两端的密封沟槽内。

完成上述子装配程序后，可进行总装配。装配顺序为：

【part1】 将转子子装配体装入中间外壳子装配体中；

【part2】 将进口端外壳子装配体内螺纹端与中间外壳子装配体的小端外螺纹连接并拧紧；

【part3】 将出口端外壳子装配体内螺纹端与中间外壳子装配体的大端外螺纹连接并拧紧。

TMSCSI-BP-DOD物理原型样机总装配后的实物照片见图77。

图77 TMSCSI-BP-DOD物理原型样机

6 体外驱动全磁浮锥形螺旋叶轮血泵物理原型样机的实验测试

作为人体左心室辅助装置(LVAD)的血泵其转速要求控制在一定范围内，其输出的流量和压力必须满足人体的生理要求。故而血泵转速一般为3 000～12 000 r·min-1，输出流量为2～7 L·min-1，扬程为10.6～16 kPa(80～120 mmHg)。

为了考察本研究团队研制的体外驱动全磁浮锥形螺旋叶轮血泵(TMSCSI-BP-DOD)物理原型样机的工作性能，需要通过实验，测试其相关参数，为动物实验和临床应用提供依据。因此，本研究团队提出TMSCSI-BP-DOD物理原型样机性能参数实验框图(见图78)。

图78 血泵性能实验框图

6.1 实验系统构建

为了测试TMSCSI-BP-DOD物理原型样机的性能，本研究团队建立由“锥形螺旋叶轮转子血泵+驱动与控制装置”组成的LVAD(见图79)。

图79 LVAD系统结构

驱动与控制装置接通电源后，通过调节驱动线圈输出电流的频率和大小，线圈产生交变磁场，交变磁场与安装在血泵转子中的永磁磁条相互耦合产生驱动力矩，使转子高速转动，连续地将流体由进口端吸入，从出口端排出。

血泵流体循环测试系统工作原理见图80。血泵样机固定在支撑架上；在血泵的出口端装有阀门；在0.03 m3的容器内装有0.015 m3实验用流体介质。采用变频调节器驱动控制回路；变频调节器接入240 V额定电压，6 A额定电流；通过变频调节器控制和调节线圈绕组的电压和电流，调节血泵转子的转速，控制血泵的输出流量和扬程。

图80 血泵流体循环测试系统原理

6.2 实验测试装置

(1)实验测试装置组成TMSCSI-BP-DOD实验测试装置见图81。实验测试系统所用主要部件见表10。

图81 TMSCSI-BP-DOD实验装置实物照片

表10 实验测试系统主要部件

(2)实验原理及方法驱动线圈是由6个线圈径向均布排列组成，用夹带固定于平板上面，中心圆孔直径约为φ80 mm(见图59)。从每个线圈伸出来的进出两条导线分别与变频驱动器相连；血泵安装在固定支架上，血泵的中心轴线和6个线圈围成的圆柱孔中心基本重合，与进口外壳相连的软管另一头连接到储液器底部，出口软管通过三叉管分成两条，一条和截止阀相连，调节截止阀的开口来调节血泵的出口压力，另一条与大气相通，用于测量血泵扬程。

6.3 测试结果及分析

血泵物理样机实验时为了尽量让实验数据准确有效，血泵工作的每个状态下分别取4次数据，再取平均值。控制血泵中心轴线与贮液器同一高度，通过单片机上或变频器上电钮和频率按钮控制调节驱动线圈中电流大小与频率，来观察并测血泵转速和流量，通过调节出口软管上的截止阀开口大小，来测量血泵的出口压力。测量步骤为最初设计实验台上频率每改变5 Hz即转速每改变150 r·min-1测量一次(n=30f)所设计的锥形螺旋叶轮血泵流量和压力并记录；改进型实验台上转速每改变250 r·min-1测量一次所设计的锥形螺旋叶轮血泵流量和压力水头并记录，其中流量通过秒表和400 mL烧杯来测量，扬程通过用量尺测水头高度读出。

(1)血泵转速与扬程的关系血泵转速与扬程的关系曲线见图82。

图82 锥形螺旋叶轮血泵扬程-转速特性曲线

【推论52】 随着锥形螺旋叶轮血泵转子转速的增加血泵的扬程(即出口压力)不断升高，最高转速达到5 750 r·min-1，最高扬程达到20.1 kPa(151 mmHg)。

(2)血泵扬程与流量的关系不同转速下扬程-流量特性曲线见图83。

图83 锥形螺旋叶轮血泵扬程-流量特性曲线

【推论53】 随着血泵流量的增加血泵的扬程降低，同时随着转速的增大，压力-流量特性曲线上移。

(3)血泵转速与变频器输出电流、电压和功率之间的关系血泵转速与变频器输出电流、电压和功率之间的关系见图84。

图84 血泵与变频器参数关系

【推论54】 随着变频器的输出电流减小、输出电压升高血泵转速增加，但血泵的转速越快，变频器的输出功率越小。

(4)血泵流量、扬程与输出功率之间的关系图85是在不同的转速之下血泵的扬程与功率之间的关系曲线。在转速为4 500 r·min-1时所能达到的最大扬程为9.3 kPa(70 mmHg)，6.4 kPa(48 mmHg)下对应的功率最大，最大功率为10 mW，随着转速的增大，血泵所能达到的扬程在增大，在5 750 r·min-1时，最大扬程可达18.5 kPa(139 mmHg)，12.4 kPa(93 mmHg)下对应的功率最大，为21 mW。

图85 血泵扬程与输出功率关系

【推论55】 随着血泵扬程增加，血泵功率先增大后减小，说明血泵并不是在扬程最大的时候功率最大，而是在最大扬程一半时血泵的功率最大，在不同转速下，血泵转速愈大功率越大，血泵转速与功率基本成线性关系。

(5)血泵的扬程与效率的关系图86是不同转速之下扬程与效率之间的关系曲线，也就是描述的是变频器的输出(亦即血泵的输入)与血泵的输出之间的关系。可知血泵系统总效率是很低的，在5 750 r·min-1时是最高的，也只有0.27%。主要原因是血泵采用的是体外驱动，线圈的交变磁场与血泵内的驱动磁条相距太远，径向距离达80 mm，而一般的电机中定子与转子之间的距离只有数十微米。所以要想提高血泵系统的效率，必须进一步完善驱动系统。同时要提高加工精度，减少泄漏。

图86 血泵扬程与效率关系

【推论56】 随扬程的升高血泵的效率先增加后降低，血泵的最大效率在最大扬程的一半处；不同转速下，血泵的效率随着血泵转速的升高而升高。

6.4 实验测试结论

【结论21】 所构思的体外驱动全磁浮锥形螺旋叶轮血泵的原理是正确的。

【结论22】 血泵的最高驱动转速可达5 750 r·min-1，对应的流量可达2 L·min-1，压力可达18.49 kPa。

【结论23】 血泵输出的流量和压力可以满足人体辅助血液循环的要求，不能满足完全代替人体心脏的要求。

7 体外驱动全磁浮锥形螺旋叶轮血泵研究结论

7.1 研究成果

(1) 采用CFD技术，对本研究团队构思的体外驱动全磁浮锥形螺旋叶轮血泵全流道流场进行了数值仿真计算；分析了锥形螺旋叶轮转子的叶片数、叶片螺距、转子锥度，以及导轮叶片形状和叶片数对血泵流场和血泵性能的影响。通过上述仿真计算分析得到了21条研究推论。在21条研究推论的基础上归纳出5条研究结论。根据上述推论和结论，提出了有关于锥形螺旋叶轮血泵转子、叶片、导轮设计所应遵循的7条设计准则。

(2) 采用径向和轴向混合被动式磁悬浮结构，构成了血泵锥形螺旋转子的轴向和径向磁悬浮轴承；建立了径向永磁轴承内磁环径向有偏移、轴向有偏移情况下轴向悬浮力、径向悬浮力的数学模型；建立了轴向永磁轴承动磁环轴向有偏移情况下轴向悬浮力的数学模型。采用ANSYS/Emag中的电磁场模块，计算分析了径向永磁轴承的径向悬浮力与内磁环径向偏移量之间的变化关系，以及轴向悬浮力与内磁环轴向偏移量之间的关系；计算分析了轴向永磁轴承的轴向悬浮力与动磁环轴向偏移量之间的关系。通过上述数值计算分析数据，得到了14条研究推论，在14条研究推论的基础上归纳出10条研究结论。根据上述推论和结论，提出了有关于全磁浮锥形螺旋叶轮血泵轴向和径向永磁轴承设计所应遵循的5条设计准则。

(3) 构思了三线圈和六线圈模式实现外磁场驱动设想。应用ANSYS/Emag中的电磁场模块计算分析了上述两种模式下线圈中加载电流与永磁转子上产生的驱动力矩之间的关系，以及线圈与永磁转子之间的距离与永磁转子上产生的驱动力矩之间的关系。通过上述计算分析得到了14条研究推论，并得到了实验验证。在14条研究推论的基础上归纳出6条研究结论。根据上述研究推论和结论，提出了有关于血泵转子外磁场驱动设计所应遵循的3条设计准则。

(4) 以锥形螺旋转子、导轮及外壳等3个关键零件为对象，报告了体外驱动全磁浮锥形螺旋叶轮血泵(TMSCSI-BP-DOD)物理原型样机的制造过程和制造工艺。报告了以上3个关键零件的加工步骤、加工工艺流程和加工零件的公差数据。列出了血泵总装配流程图和装配步骤，得到了血泵物理原型样机的总装配实物图。

(5) 搭建了TMSCSI-BP-DOD物理原型样机的实验测试系统，介绍了实验测试系统原理。测试了血泵扬程与转速、流量之间的关系；测试了血泵转速与控制器电流、电压和输出功率之间的关系；给出了血泵扬程与功率和效率之间的关系等。通过上述实验测试和分析，得到了5条研究推论，在5条研究推论的基础上归纳出3条研究结论。

7.2 存在的问题

TMSCSI-BP-DOD物理原型样机总效率很低。根据实验，在转速5 750 r·min-1时达到最高，但效率只有0.27%，与国外一些技术比较成熟的血泵20%～30%总体效率[96]相比，还存在着很大的差距。

造成TMSCSI-BP-DOD物理原型样机总效率低下的主要原因之一是血泵采用的是体外驱动，线圈的交变磁场与血泵内的驱动磁条相距较远，径向距离达60 mm，而一般的电机中定子与转子之间的距离是很近的，只有数十微米。

7.3 下一步研究设想

(1)进一步优化血泵转子和流道的结构应用CFD等计算工具，对流场进行优化，以减少流道和转子对血液的破坏程度，避免溶血和血栓。

(2)进一步研制和开发新型生物相容性材料目前LVAD材料大多采用TC4钛合金、热解碳等溶血性能相对较好的材料，但仍能产生致命的溶血、血栓等现象。通过器官合成等技术开发出完全与人体相容的生物材料是重要的发展方向。

(3)研制稳定高效的无线能量传输系统为血泵供能现有的大部分血泵都是通过经皮传电给直流电动机，驱动血泵转子旋转。供能系统存在供能周期短，经皮易感染等问题。国外有采用无线供系统的，但存在效率低，不稳定等问题。

本文提出的体外驱动无线能量传输的构想原理正确，但也存在驱动效率低的问题。特别是当加载线圈在体外，被驱动的血泵置于体内时，驱动线圈与血泵转子之间的距离进一步增大，而且还要透过人体，驱动效率还会进一步降低。因而，寻求高效、稳定、实用的血泵无线传输驱动模式，具有重要的实际意义。

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