基于电磁驱动的体外膜肺氧合搏动式泵血系统*

李超，葛斌△，方旭晨，李刚，陆婧，王俊

(1.上海理工大学医疗器械与食品学院，上海 200090；2.上海市杨浦区市东医院，上海 200438)

1 引 言

体外膜肺氧合(extracorporeal membrane oxygenation，ECMO)主要用于对重症心肺功能衰竭患者提供持续的体外呼吸与循环，以维持患者生命。其部件为膜肺(人工肺)和血泵(人工心脏)，可以对重症心肺功能衰竭患者进行长时间心肺支持，为抢救危重症患者赢得宝贵时间。

对模拟循环回路的研究从早期无心脏搏动的模拟到采用推板活塞方式和气动方式模拟心脏的搏动，但模拟搏动泵血易造成对血细胞的挤压破坏[1]。钱坤喜等建立的模拟循环回路主要实现了动脉弹性腔和血管阻力的模拟[2]。虽然通过不同生理控制方法可以实现对血流量的控制，以保持泵两端或肺静脉与主动脉之间的压力差恒定[3-4]，但输出为平流血压，长时间灌注会对人体组织器官造成损害[5-6]。而当前采用磁力驱动的搏动式血泵输出流量未能满足ECMO较高流量的需求，且运行不稳定[7-8]。因此，设计一款近似人体心脏搏动，满足ECMO流量需求的搏动式血泵具有必要意义。

本研究设计了一款基于梯度线圈的新型电磁驱动搏动式血泵，该血泵实现搏动式泵血输出，满足ECMO辅助循环的流量和灌注压力需求，通过调节输入电压满足患者所需灌注压及流量。

2 方案论证与设计

2.1 动力装置设计

2.1.1通电螺线管内永磁体受力公式推导 将一个圆柱形永磁体等效为一个具有相同的假想电荷分布的圆柱形薄线圈，见图1。

图1 永磁体线圈等效模型Fig.1 Equivalent model of permanent magnet coil

根据Babic等[9-10]研究，线圈与永磁体等效线圈的电磁力可通过两者之间的互感系数求得。

(1)

式中I1，I2分别为两个线圈的电流，M为两个单杂线圈的互感，Z为两者的位移。

Robertson等对永磁体等效电流进行研究，可以将永磁体建模为长度为lm，具有Nm匝数的薄壁线圈，则等效线圈的电流I2为：

(2)

把永磁体等效成多根通电圆形线圈，见图2。通过计算永磁体等效线圈与通电线圈的互感电磁力的叠加，求出通电螺线管内永磁体受力。

图2 同轴通电螺线管与永磁体Fig.2 Coaxial energized solenoid and permanent magnet

N1，N2分别代表两个线圈的总匝数，u0为真空导磁率，u0=4π×10-7N·A-2，Br为永磁体剩磁。

则通电螺线管与圆柱形永磁体之间产生的电磁力如下：

(3)

将式(2)与式(3)代入式(1)中得：

drdZ1′dZ2′dθ

(4)

2.1.2梯度线圈轴向电磁力计算 以右梯度线圈为例建立单个梯度线圈-永磁体装置的驱动力模型，见图3。将线圈均匀的分成n层和n段，Z1为梯度线圈的长度，Z2为永磁体轴向位移点，Hm为永磁体厚度，Rm为永磁体的半径，R1为第一层线圈内径。

图3 梯度线圈模型Fig.3 Gradient coil model

依据相同方法分析每一层线圈(共n层)与永磁体等效线圈之间产生的电磁力，最后通过叠加得到单个梯度线圈-永磁体模型电磁力计算公式如下：

(5)

3 血泵总体结构方案

3.1 驱动装置设计

根据2.1中所建立的梯度线圈-永磁体模型，并结合容积控制原理设计了一种电磁驱动搏动式血泵结构，血泵驱动装置结构图见图4。

图4 血泵驱动装置结构图(a).驱动装置实物图;(b).驱动装置模型Fig.4 Structure diagram of blood pump drive device(a).physical drawing of the driving device;(b).drive model

由图4(b)可知，驱动装置由压盖板、上支架、下支架、泵头装置、驱动机构和开关电源组成。压盖板固定泵头装置和驱动机构，防止血泵工作时泵头装置上下浮动；上支架固定驱动机构和作为平衡杠杆的固定底座；下支架采用拼接式结构固定上支架，且具有一定高度，为平衡杠杆机构的运动留有足够空间；上下支架为铝合金材料不会对磁场造成影响；4根立柱作为主要支撑，连接底板与安装上支架的固定基座；底板主要放置电源开关。

图5为泵血装置剖视图。腔囊置于梯度线圈内，在泵腔内轴向伸缩，进出口单向阀装在泵腔上方。详细工作过程为：对梯度线圈通入直流电后，左侧泵腔内永磁体推动平衡杠杆向下运动，腔囊容积增大产生负压，出口单向阀关闭，入口单向阀打开，实现液体单向流入；右侧泵腔内永磁体带动平衡杠杆向上运动，腔囊受压容积减小产生高压，入口单向阀关闭，出口单向阀打开，血液单向流出。两个梯度线圈内的永磁体活塞将在平衡杠杆联动作用下分别做反向运动。通过控制系统对线圈交替通电，从而模拟心脏的周期搏动。上述血泵整体结构及泵腔均采用对称的结构布局，通过平衡杠杆的联动可提高单腔内电磁驱动力的输出。泵血装置长宽高分别为300 mm×300 mm×370 mm，其他规格参数见表1。

注：1、10为梯度线圈；2、9为永磁体；3、8为腔囊；4、7为出口单向阀；5、6为入口单向阀；11为平衡杠杆。图5 泵血装置剖视图Fig.5 Sectional view of blood pumping device

表1 泵血装置参数Table 1 Parameters of pumping device

3.2 模拟体外循环系统结构设计

本研究设计的模拟体外循环系统，主要包括储液装置、恒温装置、医用硅胶软管、压力计、双通管接头、泵血腔、单向阀等，见图6。

图6 体外模拟循环系统Fig.6 Extracorporeal circulatory system

储液装置液面与出口管路液面产生的压强分别代表前后负荷，可调节储液装置液面高度和出口管路液面高度来调节前后负荷大小。本研究设计的血泵为四腔泵血装置，在储血装置底端设置四个接口，通过医用硅胶软管分别将储液装置的流入口与泵腔出口单向阀相连，流出口与泵腔进口单向阀相连，从而形成循环回路。压力传感器的管状探头连接于出口管路中，用来检测血泵的输出压力。泵血腔为竖直状态，在预充时挤压腔囊排尽空气。当泵腔收缩时，液体从储液装置经过进口单向阀流入，当泵腔舒张时，液体经过出口单向阀流入储液装置，由此实现搏动式血泵工作时的体外循环流动。

4 系统测试与误差分析

4.1 实验台搭建

根据前文设计搭建实验平台，见图7，以水为实验介质，储液装置固定于高度可调节的托板上，其材料为亚克力，托板固定于托臂支架上，托臂支架安装在支柱的不同孔内，实现储液装置高度的调节，从而改变前负荷的大小。

图7 体外模拟循环试验平台Fig.7 Extracorporeal simulated circulation test platform

储液装置液面与出口管路液面产生的压强分别代表前后负荷，可调节储液装置液面高度和出口管路液面高度来调节前后负荷大小。本研究设计的血泵为四腔泵血装置，在储血装置底端设置四个接口，通过医用硅胶软管分别将储液装置的流入口与泵腔出口单向阀相连，流出口与泵腔进口单向阀相连，从而形成循环回路。压力传感器的管状探头连接于出口管路中，用来检测血泵的输出压力。泵血腔为竖直状态，在预充时挤压腔囊排尽空气。当泵腔收缩时，液体从储液装置经过进口单向阀流入，当泵腔舒张时，液体经过出口单向阀流入储液装置，由此实现搏动式血泵工作时的体外循环流动。

心室舒张末期所承受的阻力为前负荷，心室射血期所受阻力为后负荷，血泵腔囊舒张期和收缩期分别需要克服前负荷和后负荷工作，在ECMO辅助期间，婴幼儿和儿童及成年人的后负荷虽然有所差异，但一般后负荷维持在50～80 mmHg[11]；本研究设计的血泵在泵血时为垂直输出，储液装置距离血泵出口的距离不宜太低，因此，设定前负荷为30 mmHg。

将液体加入储液装置后，调节液面高度使前负荷为30 mmHg，启动系统，设定血泵的搏动频率为80次/min，稳定运行10 min后，调整出口管路的高度使其分别产生50、60、70、80 mmHg的后负荷，然后在每一种后负荷水平下分别进行6组输入电压与流量的实验，电压水平分别为30、35、40、45、50、55 V，线圈电阻为11.19 Ω，即输入电流分别为2.68、31.3、3.57、4.02、4.47、4.92 A。每次调整电压后，均等待系统稳定后，再由出口管路采集血泵所泵出的液体，共采集10次，取结果平均值作为最终实验结果。

4.2 电压与输出流量的实验分析

对不同输入电压的输出流量试验结果见表2，其中容积效率为输出流量实验值与单腔最大输出流量值的比值，单腔最大输出流量为杠杆运动至极限位置时所能输出的数值，每搏最大输出75 mL，即6 L/min。由表2可知，在固定后负荷条件下，血泵的输出流量随着输入电压的增加而增大，同时容积效率也逐渐增大，在后负荷为80 mmHg时，流量输出范围为1.83～4.0 L/min；而在固定前负荷，固定输入电压条件下，输出流量随后负荷的增加而减少，容积效率也逐渐减小。为便于直观分析，将输入电压与输出流量的结果绘制曲线图，见图8。

表2 输入电压与输出流量的实验结果Table 2 Experimental results of input voltage and output flow

图8 输出流量与输入电压的关系Fig.8 The relationship between output flow and input voltage

由图8可知，血泵的输出流量与输入电压有一定的线性关系，分别对不同后负荷条件下的输出流量与输入电流进行一元线性回归分析，输入电压为自变量，输出流量为因变量，得到相关性系数R分别为0.9695、0.9814、0.9880、0.9625，说明输入电压与输出流量之间线性相关性较高；得到不同后负荷的线性回归方程为y=0.0511x+2.2655、y=00679x+1.2241、y=0.0828x+0.096、y=0.085x-0.4237，四组线性回归分析的Significance F均远小于0.01，说明该回归方程显著性强。在血泵工作时，如需对输入流量进行调整，可通过计算选择合适的输入电压，以快速有效地满足不同患者的流量需求。

当前大部分ECMO中心的流量需求为2.5～3.5 L/min，新生儿及婴幼儿所需流量血流量为0.6～1.5 L/min[12-14]，本研究设计的血泵均能满足上述流量需求；当输入电压为55 V，即输入电流为4.92 A时，最大输出流量为4.94 L/min，容积效率为82.33%。同时本研究设计的血泵为四腔两组泵血装置，四腔同时联动时，流量理论上将成倍输出，实现以相对较小的输入电压满足高流量的需求。

4.3 血泵压力测试及实验分析

在输出压力与输入电压的实验中，根据ECMO辅助循环中对前、后负荷的最高要求，设定前负荷为30 mmHg，后负荷为80 mmHg，搏动频率为80 次/min，待启动系统稳定后，分别设定输入电压为30、35、40、45、50、55 V，即输入电流分别为2.68、31.3、3.57、4.02、4.47、4.92 A。记录不同电压下输出的最大压力和输出流量；在对血泵输出的搏动性分析实验中，前、后负荷以及搏动频率均保持不变，设定输入电压为40 V，通过示波器记录输出压力波形。

输入电压对输出压力及流量的结果，见图9。图中反映了不同输入电压条件下，血泵所产生的压力及相应流量的变化趋势。由图可知，血泵的最大输出压力随输入电压的增加而增大，与流量输出的变化趋势一致。当输入电压为40 V时，最高压力约为120 mmHg，能够满足大多数ECMO中对灌注压力的需求。对输出压力与输入电压进行相关性分析，其中自变量为输入电压，因变量为输出压力，结果发现输入电压与输出压力呈正相关(R=0.965，P-value<0.01)，因此，在临床中可以结合流量和压力需求选择合适的输入电压以满床需求。

图9 输入电压与输出压力及流量的关系Fig.9 The relationship between input voltage and output pressure and flow

4.4 压力波形的分析

根据4.3节输出压力与输入电压的实验，设定输入电压为40 V，电流为3.57 A，前负荷为30 mmHg，后负荷为80 mmHg，搏动频率为80 次/min时产生压力波形，见图10。共采集到4个周期内泵腔收缩舒张的动脉压力波形，4个动脉压力波形重复一致，说明该系统运行稳定，动脉压力波形不会随意改变。一个波形周期为0.8 s，收缩期为0.3 s，舒张期为0.5 s，与人体动脉压力波形一致。本研究所采用压力传感器型号为YW-131,量程为0～30 KPa,输出为0～5 V，压力信号与输出电压线性相关。图中波形最高点电压为2.6 V，压强为15.6 KPa，即117.009 mmHg，与本研究所设定的人体动脉压力波形最高点(120 mmHg)之间的误差为2.5%。

图10 实验压力波形Fig.10 Experimental pressure waveform

图中波形处于收缩期时，由低压开始上升，经过0.15 s到达最大值117 mmHg，再经过0.15 s，波形压强缓慢下降，到达收缩末期；舒张期初期，永磁体向下运动，由于出口单向阀关闭不及时，产生负压；当出口单向阀关闭时，压力值稳定。如此不断循环，实现与人体动脉压力波形吻合的状态。验证了本研究设计的电磁驱动搏动式血泵能够满足搏动灌注的动力学需求。

5 总结

本研究设计了基于电磁驱动的ECMO搏动式泵血系统，结合临床建议和医疗设备设计思路，以流量与动脉压力为研究对象对装置进行验证。根据电磁学原理设计通电螺线管-永磁体模型，基于此设计驱动装置，可以通过调节电流大小与通断来改变驱动力与运动方向。根据正常人体心脏参数设计体外循环系统，并搭建了实验平台。通过实验平台采集灌注流量、灌注压力、压力波形等参数，结果表明基于动脉压力波形拟合的ECMO电磁搏动式泵血系统相关性能基本满足ECMO辅助循环需求，对于体外循环的发展具有重要意义。