“万峰离心泵”悬浮控制策略研究

丁雅刚 李国荣 彭远仪 张鹏 苗晨 秦帅 晋庆波

1 同济大学附属东方医院心外科 （上海 200120）

2 中国医学科学院阜外心血管病医院 （北京 100037）

3 上海市心衰及人工心脏研究所 （上海 200120）

内容提要： 目的：“万峰离心泵”为一种新型磁悬浮离心泵心脏辅助装置，以有源磁悬浮作为转子的常态控制，流体动力悬浮作为储备应对极端力学不平衡状态。此悬浮控制策略可以避免血泵冗余结构，有利于减小体积，重量及能耗。利用模型研究“万峰离心泵”转子悬浮控制及稳定性。方法：建立“万峰离心泵”转子悬浮实验模型，转子直径35mm，厚度10mm。转子中心空设置径向被动磁悬浮轴承，转子两端面采用4极平面电机驱动，结构和设计参数均类似于轴向磁场电机。驱动定子及悬浮控制系统与原型样机一致。调节模型转子与模型定子间的悬浮距离，观察悬浮状态。结果：转子在旋转状态下可以实现全磁悬浮，悬浮距离的增加会导致转子悬浮稳定性的下降。在静止状态下转子与定子之间的悬浮间隙最大可达0.5mm。结论：“万峰离心泵”转子悬浮控制策略可行，但在大悬浮间隙条件下提高悬浮稳定性的控制方案尚待进一步改进。

离心泵心脏辅助装置采用全悬浮转子具备很多优点，因此成为现阶段的一个研究热点。如美国的“HeartWare HVAD”及“HeartMate 3”等。目前，离心泵转子悬浮主要采用的悬浮策略有全磁悬浮及“磁液悬浮”两种，两种悬浮各有优缺点。全磁悬浮的优点是悬浮间隙设置可以比较大，有利于减小悬浮间隙中血液所承受的剪切力。但由于采用具有反馈控制特点的控制系统需要有传感器，有源磁悬浮控制执行系统及控制电路等，所以整体结构复杂，体积较大，耗能也较多，是全磁悬浮离心泵的主要缺点。“磁液悬浮”转子是在无源磁悬浮基础上利用流体动压来代替有源磁悬浮实现全部5自由度悬浮。因此，为了获得足够的悬浮稳定性，液悬浮间隙不能设置太大，因此容易产生较大的血液剪切作用。从目前的临床应用效果来看，全磁悬浮结构可能更有利于降低并发症状，从而有较多的优势。

“万峰离心泵”是由我国著名心外科专家万峰教授提出的一种全悬浮离心泵（图1）[1,2]。其悬浮策略综合了全磁悬浮及磁液悬浮的优点，同时又尽可能避免两种悬浮结构各自的缺点，是一种创新性较强，且理论性能比较理想的悬浮策略。但这种控制方案需要较为准确的信号比较和电子控制技术，本文讨论了这种控制策略的基本思路及改进方案。

图1.“万峰离心泵”样机

全磁悬浮的冗余设计问题在于控制电磁悬浮线圈的体积。由物理学原理可知，实现全磁悬浮的转子至少在某一个转子的运动维度上必须进行消耗能量电磁控制，以便根据转子的位置实时调节磁场方向和大小。其基本控制原理是：在传感器感知转子位置后将位置信息反馈给控制电路，控制电路通过比较位置和悬浮位置后计算获得偏移量信号，进而根据偏移量来调节对电磁控制线圈的馈电方向和强度。在这一反馈系统中，电磁控制线圈是占据体积和消耗能量主要环节。设置电磁控制线圈就成为磁悬浮系统整体结构设计中最关键的环节。从抵抗加速运动的角度来看，电磁控制线圈的“安匝数”及铁芯截面越大，其抗冲击储备就越大，由此可以在较大的加速运动环境下保持稳定的磁悬浮。但是，较大的安匝数及铁芯截面势必增大血泵的体积和重量，从而降低血泵的可植入性和“解剖相容性”。安匝数及铁芯截面虽然可减小体积，但悬浮控制能力下降，在稍微增大的加速度环境下就失去悬浮控制能力，导致高速旋转的转子与血泵内壁的碰撞，产生不良的后果甚至损害。由此，权衡电磁悬浮控制线圈的体积及悬浮储备能力就成为一个重要的设计问题。从实际应用的角度来考虑问题，植入血泵的患者大部分时间是生活在比较安静的环境中，即血泵在日常生活中并不会承受过大的加速度，因此，日常生活的电磁悬浮线圈实际提供的电磁力是非常小的。当患者进行较为剧烈的运动时，才需要电磁悬浮线圈提供较大的电磁控制力。由此看来，较大的电磁悬浮控制线圈的体积只是为了应对加速运动时稳定悬浮的“储备”能力而已，平时是不需要动用这些“储备”的。如果患者平时的剧烈运动比较少，那么这种储备就成为多余的功能而成为一种“冗余”结构。有关电磁悬浮应该抵抗的加速度上限，目前国内外研究者并没有统一的认识，但这种上限是存在的，无限大的悬浮刚度实际上是无法实现的。

从以上分析可以看出，对于追求体积小重量轻能耗小的特性的植入式血泵来说采用增大电磁悬浮系统的“悬浮储备”是不可取的。然而，对于血泵来说，没有悬浮储备就可能导致在某些极端环境下出现悬浮失效，酿成灾难性后果。悬浮策略必须考虑悬浮储备问题。液体流动时的流体动力悬浮，虽然悬浮间隙很小，但可提供较大的稳定的悬浮力，因此，完全可以作为“悬浮储备”设计。换言之，在平时患者处于安静状态时，高速旋转的转子处于全磁悬浮状态，此时，悬浮间隙较大，血液所受的剪切力最小。但当患者处于较为剧烈的运动状态（比如体育锻炼，乘坐交通工具等），高速旋转的转子将会与泵内壁发生碰撞，此时，液体产生的流体动力悬浮将发挥作用，防止悬浮失效。虽然此时悬浮间隙变小，血液剪切力增大，但由于时间极短，总体时间积分很小，所以并不会对血液产生明显的剪切损伤。综上所述，将流体悬浮作为悬浮储备，而磁悬浮作为经常性的悬浮控制机制，就是“万峰离心泵”的基本控制策略。

1.转子的受力分析

“万峰离心泵”采用双侧平面电机定子的驱动的方法。在转子中心有中孔，围绕中孔镶嵌设置轴向充磁的永磁磁环。中孔内穿过与泵内壁固定连接的中心轴，中心轴中镶嵌轴向充磁的中心轴永磁磁环。此磁环磁场方向相同，磁环对之间产生的磁排斥力形成径向悬浮轴承（图1）。转子的两侧分别设置了对称的驱动定子。在定子铁芯在转子磁体的磁场中可产生两个方向相反的磁引力。这两个磁引力的合力可以控制转子的轴向位置。从理论上来看，转子在两侧的定子之间存在一个引力为零的平衡点。但根据“恩绍定理（Earnshaw’s theorem）”，这一平衡点是不稳定的。为了使之转变为稳定平衡状态就必须有电磁场引力来对抗干扰力。

另外，在转子旋转驱动血液时要受到流体作用力。主要分为转子两侧的压力差和流体反冲力。

假设转子端面与x,y轴平面平行，端面表面的压力分别为关系用函数P=f(x,y)表示，则见公式（1）。

注：式中P1=f1(x,y)，表示转子前端面的压力分布函数；P2=f2(x,y)，表示转子后端面的压力分布函数，r0，r1分别为转子中心孔半径及转子外径。

此外，转子所受的流体反冲力fi可以计算如下，根据牛顿定律，公式（2）。

注：式中m为单位时间流体流过截面的总质量。A为流体的加速度。设泵流量恒定，且由于流体速度较慢，可以不考虑相对论效应，所以可改为公式（3）。

注：式中ρ为流体的密度，L/t为流体的流速（即单位时间内流过界面的流体体积）。

由此，转子在工作状态下所受到的流体作用力见公式（4）。

一般来说，Fq总是指向流体入口的方向，可以在血泵设计时用磁场磁力平衡点偏移来对抗。但由于流场处于经常性的扰动状态，扰动产生的流场力Fq必须由随动控制的电磁力抵消。

2.电磁力的产生方式

在大多数全磁悬浮离心泵中，作用于转子的电磁力是由专门的磁悬浮线圈通过馈电产生。在“万峰离心泵”没有专门设置产生控制电磁力的电磁线圈。磁悬浮力的产生是由两侧定子的磁引力合成的。当一侧定子驱动线圈馈电加强时，该侧定子对转子的磁引力减小，馈电下降时磁引力将增大。因此，可以通过调节两侧定子线圈的馈电电流来实现转子位置的轴向调节。调节的基本过程为：传感器感知转子轴向位置偏移方向和偏移量，转变为正相关的电信号传递给控制电路，控制电路通过平衡点比较，决定向一侧线圈馈电电流增大，对侧线圈馈电电流减小，两侧定子引力的改变，使转子承受轴向磁力，可对抗转子轴向位移。

3.实验方法与结果

3.1 材料与方法

为了验证上述控制方案的可实施性，本研究设计了“万峰离心泵”转子悬浮模型，并应用模型对转子的悬浮状态进行了实际观察（图2）。

图2.“万峰离心泵”转子悬浮实验模型

当定子A的驱动线圈馈电增大时，定子A对转子的轴向引力减小，由于定子B对转子引力不变，所以转子所受的轴向力将指向转子B，该轴向力可对抗转子向定子A方向的位移。当转子出现向B的位移时，可通过减小A驱动线圈的馈电电流来改变转子所受的轴向力。由此可见，通过调节A，B两定子驱动线圈的馈电电流及差值即可实现对转子轴向受力方向及大小的调节，从而保证转子轴向位置不变。

本实验模型中，转子直径，转子中孔直径，转子厚度。定子铁芯直径，定子铁芯厚度，驱动线圈为25匝。模型尺寸与“万峰离心泵”原型机样机保持一致。转子端面与A，B定子端面的距离可调节，以观察在不同悬浮间隙条件下转子的悬浮稳定性。

3.2 结果

在双侧定子线圈馈电为0时，转子轴向位置不定，不能稳定地悬浮在轴向中点。在A侧定子悬浮间隙>0.5mm的条件下，定子线圈馈电后转子不能顺利起动旋转。但在起动时将A侧定子悬浮间隙设定在<0.5mm的条件下，定子线圈馈电后转子可以起动旋转，且随着悬浮间隙减小转子起动电流越小。当两侧定子线圈同时馈电时，电机转速与馈电电压成正比，关系曲线见图3。

图3.转子转速与定子线圈馈电电流的相关关系

定子A侧的悬浮间隙由霍尔输出电压确定，B侧悬浮间隙由总悬浮间隙减去A侧悬浮间隙的值推算。在不同转速条件下，两侧悬浮间隙的大小均与两侧定子线圈的馈电电流相关。转速为7000r/min条件下，霍尔信号电压与A、B两侧定子线圈的馈电电流的相关关系见表2。

表2.霍尔信号电压与A,B两侧定子线圈的馈电电流的相关关系

3.3 讨论

本实验模型的实验结果显示：在静止条件下，旋转状态的转子可以同时实现径向和轴向磁悬浮，表明“万峰离心泵”的全磁悬浮控制策略可行。本实验没有测定悬浮转子的抗干扰能力，需要在进一步实验中定量测定转子的悬浮刚度。以进一步提高全磁悬浮状态的稳定性。但全磁悬浮的稳定性需要根据临床应用实际需要设置。磁悬浮控制系统的储备能力在缺乏临床应用资料比较分析的条件下不能合理确定。

美国的“HeartWare HVAD”及“HeartMate 3”离心泵曾在临床已有大量应用，分析这些应用结果对转子悬浮控制策略的改进和设计有非常大的价值[3-5]。“HeartWare HVAD”及“HeartMate 3”离心泵体积重量基本相同，植入方式及临床适应证也相似。但两种离心泵的临床应用效果差别却比较大。从现在的临床资料来看，“HeartMate 3”离心泵优于“HeartWare HVAD”离心泵[6-8]。主要是血液相容性相关的并发症发生率有明显差异。“HeartMate 3”的悬浮间隙较大，在0.5mm左右[9]。“HeartWare HVAD”由于采用流体动压悬浮，悬浮间隙较小。虽然目前没有公开的转子悬浮间隙的数据，但根据实验的资料推断，转子悬浮间隙≤0.15mm。从理论上来看，在转子转速和线速度相同的情况下，血液承受的机械剪切力与悬浮（剪切）间隙的大小呈反相关，即剪切（悬浮）间隙越大，剪切力越小。“HeartMate 3”离心泵对血液的剪切损伤应该小于“HeartWare HVAD”。

尽管流体动压悬浮对血液成分破坏较为严重，但其应用也有一定的优点。首先是不需要消耗控制系统能量，其次是悬浮力比磁悬浮力更强，悬浮刚度更大。“HeartWare HVAD”工作状态下的总能耗仅有5W左右，且与患者的运动状态无关。“HeartMate 3”缺乏这方面的数据，但根据研究经验推断，在患者运动的状态下的功耗应该远大于“HeartWare HVAD”。由于以上优点，流体动压悬浮仍然应该成为转子悬浮策略的选择之一。“万峰离心泵”将流体动压悬浮作为“储备悬浮”，可以大大地增强转子在极端状态下的悬浮稳定性。

植入离心泵辅助装置以后患者的体位和运动状态直接影响到离心泵的工作状态。对于有机械轴的或流体动力悬浮离心泵来说，由于转子的支撑或悬浮刚度比较大，这种运动状态的改变对离心泵工作状态的影响可以忽略不记。但对于全磁悬浮离心泵来说，患者的运动状态对泵的工作状态将有明显的影响。由于转子在患者加速运动时产生方向相反的惯性力，因此可破坏先前建立的力学平衡条件，必须通过反馈调节以建立新的平衡，此时有源磁悬浮系统的工作张力增大从而导致能耗增加。在极端情况下，如果患者的加速度大于某一上限值，转子将会悬浮失效而产生与泵内壁的碰撞。“HeartMate 3”离心泵目前没有给出这种极限值，但理论上这种极限是肯定存在的。

为了减小有源磁悬浮控制系统的工作张力，可以通过患者的“行为调节”来避免转子的悬浮失效。比如，在植入离心泵后患者要避免进入较为剧烈的运动状态，比如体育运动和乘坐有可能产生强烈颠簸的交通工具等。但是，这种限制可能因人而异，很难统一给出，但通过医嘱来限制患者的某些生活方式，却是医疗实践中常用的方法，比如，对糖尿病及高血脂患者的饮食限制等，是医疗实践中经常采用的“行为调节”，长期实践表明也是可行的。由此可见，“万峰离心泵”采用流体动力悬浮作为储备来应对极端情况，而在大部分情况下使离心泵处于全磁悬浮状态，这种悬浮策略有很大的可行性。该悬浮策略既可以大大地降低离心泵可能带来的并发症，又可以避免血泵设计时引入过多的冗余结构，特别有利于减小植入装置的体积和重量，增加其可植入性。在患者谨遵医嘱的情况下，离心泵的能量消耗可以降到极低，极有利用长期植入应用。由此可见“万峰离心泵”的悬浮控制策略有进一步探索研究的价值。