轴向磁力耦合腔动脉泵设计

原创于 2025-10-27 07:29:42 发布 · 720 阅读

25 ·

CC 4.0 BY-SA版权

文章标签：

#腔动脉泵 #磁力耦合 #右心辅助 #血泵设计 #机械循环支持

利用轴向磁力耦合的腔动脉泵的初步设计与测试

引言

右心室（RV）功能障碍可能是肺动脉高压、心肌梗死以及急性和慢性容量或压力超负荷状态的继发结果。机械循环支持（MCS）装置，特别是左心室辅助装置（LVADs），已延长了许多终末期充血性心力衰竭（HF）成年患者的寿命。然而，LVAD诱导的右心功能障碍已成为限制MCS治疗在心力衰竭（HF）人群中有效性的难题[1]。一些研究者报告称，无论使用何种类型的装置（搏动式或连续流量），约有30–40%植入LVAD的心力衰竭患者出现了不同程度的右心功能障碍[2]。大多数发生右心衰竭的患者只能接受药物治疗。多个研究团队曾尝试利用现有的LVAD来支持右心室，但效果参差不齐[3,4]。尽管右心室辅助装置（RVAD）治疗具有潜力，但其泵的发展显著落后于LVAD技术。一种无需开胸手术即可植入并能提供安全肺循环支持的右心室辅助装置（RVAD），将是右心衰竭患者的理想选择。

经皮血管内装置有望在无需复杂外科手术的情况下支持功能衰竭的右心室。经皮血泵是可通过基于导管的手术植入的装置，临床上通常用于为急性心力衰竭患者提供部分支持（2.5–5升/分钟）。最近，Stretch等人显示，在2007年至2011[5]期间，针对急性心力衰竭患者使用经皮血管内装置进行短期机械循环支持的情况大约增加了十倍。在此5年期间，医院观察到死亡率从41%下降至33%。经皮血泵已成功用作急性右心室衰竭情况下的右心室辅助装置（RVADs）[6,7]。在这些临床研究中，经皮血泵提高了患者的心脏指数，降低了患者的中心静脉压，并促进了右心室功能的恢复。计算机模拟研究也表明，在大多数情况下，右心室辅助装置（RVADs）仅需提供1.5–2升/分钟的额外流量即可改善患者血流动力学[8]。尽管这可能带来右心室功能障碍治疗的范式转变，但由于需要驱动线为装置供电，以及需要冲洗密封系统来冷却泵电机并在电机轴与叶轮接口之间提供密封，经皮血泵技术目前仍仅限于短期使用（数小时）[9–11]。冲洗液管路和驱动线共同穿出患者血管系统，限制了患者的活动能力。

本研究中，我们描述了一种用于为出现右心室功能障碍的患者提供肺循环支持的血管内血泵的设计与测试。同时，我们还介绍了利用永磁耦合器消除对外部冲洗密封管路需求的方法。我们证明了经过适当设计的血管内泵能够提供足够的肺部支持（最高可达2.25升/分钟）。此外，我们还表明，尽管轴向磁耦合器在扭矩传递方面不如直接连接有效，但仍可通过优化实现完全植入式血管内泵的开发。

材料与方法

血管内泵设计

所设计的血管内泵旨在为患有左心室辅助装置引起的右心室功能障碍的患者提供部分循环支持（2.5–3升/分钟）。该血管内泵称为腔动脉泵（CAP），将置于下腔静脉（IVC）的膈下区域，并将静脉血输送至主肺动脉（图1）。最终设计尚未完成，将通过经导管插入方式经皮植入和取出。可采用类似于下腔静脉滤器所用的锚定装置，以防止装置移位。泵叶轮的初步尺寸和运行速度是结合制造公差和涡轮机械的一般设计标准确定的[12]。在此初步迭代设计中，腔动脉泵（CAP）被设计为在30毫米汞柱压差下产生2.5升/分钟的流量，用于右心室支持。叶轮直径设定为7.5毫米。该泵的压力水头H通过以下公式计算：

$$ H = \frac{\Delta P}{\rho g} $$ (1)

其中，H是以米为单位的压力水头，ΔP是泵两端的压差，单位为帕斯卡，ρ是血液密度，取值为1060 kg/m³，g是重力。

本设计中计算得到的压力水头为0.385米。

比直径也通过以下方式计算

$$ D_s = \frac{d}{(gH)^{1/4}} \sqrt{Q} $$ (2)

其中，Ds是叶轮比直径，d是以米为单位的叶轮直径，Q是以m³/s为单位的期望流量。对于7.5毫米的直径和2.5升/分钟的流量，计算得到的比直径为1.62。通过使用科尔迪耶图[13]，估算出该设计的比转速Ns为1.2。最后，我们使用7.5毫米叶轮在30毫米汞柱压差下产生2.5升/分钟流量所需的转速进行了计算

$$ n = N_s (gH)^{3/4} \sqrt{Q} $$ (3)

因此，为在30毫米汞柱的压差下产生2.5升/分钟的流量，所需的叶轮转速为30.2千转/分钟。在设备制造中选择了一款能够达到超过30.2千转每分钟转速的交流电机。

CAP原型

设计并制造了两种泵原型。其中一种是直接驱动泵，其叶轮直接连接到电机轴上；此外，还基于相同设计改造为使用磁力驱动机构的版本。两种设计均包含一个无刷10毫米直径内转子电机（Turnigy 1015，Hobby King USA LLC，华盛顿州莱克伍德）、四叶片叶轮和扩压器，以及具有四个侧向入口和一个出口的10毫米外径泵壳。叶轮和扩压器在ANSYS BLADEMODELER中设计，并转换为ANSYS DESIGNMODELER中的三维（3D）模型。

示意图0
图1 心室辅助泵用于肺循环部分循环支持的示意图

直接驱动CAP的计算机辅助设计模型如图2(a)所示。所有部件均使用Objet30 Pro 3D打印机（Stratasys有限公司，明尼苏达州伊登帕赖尔）制造。该泵原型包含一个直径为7.5毫米、长度为4毫米的四叶片轴向叶轮。叶轮用环氧树脂粘接到电机轴上，且未对工作流体进行密封。尽管电机浸没在流体中，在实验测试期间仍能正常运行。采用蓝宝石环形轴承对与电机轴相连的叶轮颈进行径向稳定。叶轮的轴向轴承采用蓝宝石半球和杯状部件，其中半球形轴承置于叶轮前端，杯状部件嵌入导流器结构中。扩压器连接至泵壳，以实现从旋转叶轮到出口的压力恢复。

磁力驱动CAP的计算机辅助设计模型如图2(b)所示。与直接驱动CAP一样，这些部件使用Objet30 Pro进行3D打印。叶轮、扩压器叶片和轮毂几何结构与直接驱动泵相同。叶轮经过修改，用于封装一个5毫米直径、5毫米长的两极径向充磁钕铁硼（NdFeB）磁铁，称为从动磁铁。一个6毫米直径、5毫米长的驱动磁铁被安装在内转子电机的轴上。制作了一个支架，用于将电机和驱动磁铁与工作流体隔离，并固定蓝宝石径向轴承。另一个带有集成泵壳的支架包围了扩压器。整个装置被安装在亚克力罐上，并用环氧树脂密封。

示意图1 )
图2(a) 直接驱动CAP的爆炸图

示意图2 )
图2(b) 用于测试磁力耦合器的实验原型的爆炸图

磁力耦合有限元模型

在COMSOL MULTIPHYSICS软件（马萨诸塞州伯灵顿）上建立了两个永磁体耦合的有限元模型，以估算通过气隙旋转叶轮所需的扭矩范围。如图3所示，该模型由两个同轴（沿z方向）的钕铁硼磁体组成，二者之间由一个气隙隔开。磁体的尺寸与之前详细描述的CAP设计中所用磁体的尺寸一致。钕铁硼磁体的磁极性通过磁极化矢量指定，其大小等于剩磁磁化强度Mr，设定为1.45 T。后一个磁体的磁化方向固定在x方向，以模拟径向磁化的极性。驱动磁铁的磁化方向相对于固定的磁化方向，在θ角度下于x–y平面内进行不同角度的旋转。其中x和y方向的磁化分量通过

$$ M_x = M_r \cos(\theta) $$ (4)

$$ M_y = M_r \sin(\theta) $$ (5)

进行了一项参数扫描，其中磁铁之间的间隙从3毫米变化到6毫米（以1毫米为步长），xy平面内磁化方向之间的角度θ从0度变化到360度（以22.5度为步长）。针对所有这些参数，计算了从跟随磁铁到驱动磁铁的扭矩。扭矩计算结果代表了磁力耦合器通过间隙所能传递的最大扭矩。周围介质为空气。该模型未考虑分隔磁铁的壁和工作流体。模型包含344,000个网格单元。采用四面体网格单元以精确表征永磁耦合器周围空气中磁场的分布。

示意图3
图3 用于计算驱动磁铁向通过气隙分隔的从动磁铁传递的最大扭矩的有限元模型

台式实验装置

在台式流动回路中对直接驱动CAP进行了测试，以评估其性能。该流动回路如图4(a)所示，包括一个储液罐、柔性管路和用于泵的浸没式水箱。可重复使用的血压传感器MLT0380（ADInstruments，新西兰但尼丁），用于测量水箱压力和泵出口压力。采用超声波流量传感器 ME8PXL和流量计TS410（Transonic Systems公司，纽约州伊萨卡）测量泵流量。在泵出口处安装的闸阀用于调节出口阻力并增加后负荷。电机轴转速通过无传感器电机驱动器（S48V5A，Koford Engineering公司，俄亥俄州温彻斯特）和外部电位器设定。使用血液模拟液作为工作流体，该液体由40%体积比的甘油和60%体积比的水溶液组成，以模拟血液密度。密度在室温下（25 °C）测量，测得的血液模拟液密度为1120±630 kg/m³。所有测试均使用相同的血液模拟液。将心室辅助泵浸入浸没式水箱中，在不同转速和不同出口阻力条件下运行。泵产生的压力差计算为出口压力减去水箱压力。每项测量重复三次，结果取平均值。在记录数据前，确保压力和流量已稳定。

为了测试由轴向磁耦合器驱动的CAP，制造了第二个实验装置。磁力驱动CAP在台式流动回路中进行测试，其结构与直接驱动CAP的测试回路类似。如图4(b)所示，该流动回路包括一个储液罐、柔性管路以及用于泵的亚克力浸没箱。采用可重复使用的血压传感器测量泵产生的压差。使用超声波流量传感器测量泵流量。通过闸阀调节泵后负荷。电机轴转速由无传感器电机驱动器和电位计设定。通过编码器输出从电机驱动器测量轴转速。叶轮转速通过安装在泵入口窗上方的双极霍尔效应传感器（SS40A，霍尼韦尔国际公司，莫里斯敦，新泽西州）和叶轮跟随磁铁进行测量。调整驱动磁铁与叶轮跟随磁铁之间的间隙距离。以水和水/甘油溶液作为两种工作流体。每项测量重复三次，并对结果取平均值。在记录数据前，使压力和流量达到稳定状态。实验装置的照片如图4(c)所示。

示意图4 )
图4(a) 直接驱动CAP

示意图5 )
图4(b) 磁力驱动式心室辅助泵

示意图6 )
图4(c) 磁力驱动式心室辅助泵实验装置的照片（所有组件均浸没在亚克力罐中）

结果

磁耦合转矩

在不同角度和间隙距离下，由有限元模型计算得到的扭矩大小如图5所示。当驱动磁铁与从动磁铁的磁化方向平行（0度和360度角度）或反平行（180度角度）时，无论间隙距离如何，驱动磁铁对从动磁铁均不施加扭矩。当磁化方向垂直（90度或270度角度）时，驱动磁铁对从动磁铁施加最大扭矩。最大转矩大小是耦合磁铁之间间隙距离的函数。例如，在3毫米间距时，可传递的最大扭矩为3 mN·m。在6毫米间距时，最多可传递1.2 mN·m的扭矩。因此，功率传输的范围（以扭矩表示）受限于耦合磁铁之间的间隙距离以及磁极化的取向。这并未考虑在外部压力梯度下使叶轮在特定速度下旋转所需的扭矩。

示意图7
图5 心室辅助泵设计中使用的两种磁力耦合器在不同偏移角度下的计算扭矩值

泵性能

磁力驱动式心室辅助泵在水中的磁耦合有效性如图6(a)所示。测量得到的叶轮转速与不同叶轮磁铁和驱动磁铁间隙下的电机轴转速进行了比较。所有实验中扬程压力保持恒定且相同。当间距为3毫米时，叶轮转速在达到21千转每分钟之前与电机转速一致。超过21千转每分钟后，叶轮转速随电机轴转速增加而下降。类似地，当磁铁间距分别为4、5和6毫米时，叶轮转速与电机轴转速匹配的最大转速分别为20.3、18.5和14.3千转每分钟。图6(b)显示了泵浸没在血液模拟液（水‐甘油）溶液中时，叶轮转速随电机轴转速的变化关系。当磁铁间距为3、4和5毫米时，叶轮转速与电机轴转速匹配的最大转速分别为21、19和11千转每分钟。当叶轮磁铁与驱动磁铁间距为6毫米时，叶轮转速始终低于电机轴转速（曲线水平偏移）。

)
图6(a) 使用磁力耦合的心室辅助泵在以水作为工作流体时的实验电机速度与叶轮转速关系

)
图6(b) 以血液模拟液（60%水和40%甘油）作为工作流体时的实验电机速度与叶轮转速关系

磁力驱动式心室辅助泵在不同气隙下最大流量随电机轴转速变化的关系如图7(a)所示。所有实验中压力水头保持恒定且相同。对于所有曲线，流量随电机轴转速的增加呈线性增长，直到达到临界速度。超过该临界速度后，由于驱动磁铁与叶轮磁体之间发生打滑，流量随电机轴转速的升高而下降。例如，当驱动磁铁与叶轮磁体之间的气隙为3毫米时，流量在22千转每分钟时增至1.5升/分钟，但在此电机轴转速以上流量开始下降。类似地，当驱动磁铁与叶轮磁体之间的气隙分别为4、5和6毫米时，流量下降点分别出现在21、16和15千转每分钟。图7(b)显示了以血液模拟液作为工作流体时的相同结果。对于3毫米间隙，泵流量线性增加至21千转每分钟；对于4毫米间隙，增加至19千转每分钟；对于5毫米间隙，增加至13千转每分钟。当叶轮磁体与驱动磁铁相距6毫米时，由于驱动磁铁与叶轮磁体之间的打滑，流量发生变化。对于两种工作流体，磁力驱动泵产生的流量均小于直接驱动CAP所产生的流量。

)
图7(a) 使用磁力耦合器的心室辅助泵在以水作为工作流体时，实验流量随电机轴转速的变化关系

)
图7(b) 以血液模拟液（60%水和40%甘油）作为工作流体时的实验流量随电机轴转速的变化关系

直接驱动CAP和磁力驱动CAP在3毫米间隙、不同转速下的血液模拟液中的性能曲线分别如图8(a)和8(b)所示。泵产生的压力差随泵在不同的电机轴转速下显示了流量。随着压差的增加，泵产生的流量几乎呈线性下降。在20千转每分钟时，直接驱动CAP能够产生最大压力70毫米汞柱和无后负荷流量1.7升/分钟。在24千转/分钟时，即泵能够可靠运行的最高速度，CAP产生最大压力为100毫米汞柱，最大流量为2.2升/分钟。图8(b)展示了磁力驱动式心室辅助泵的泵性能曲线。在18.5千转每分钟时，磁力驱动CAP能够产生最大压力40毫米汞柱，最大流量为1.35升/分钟。总体而言，当叶轮由耦合磁铁驱动时，其压力和流量输出低于直接驱动机构。

)
图8(a) 直接驱动式心室辅助泵的实验压力‐流量性能曲线

)
图8(b) 磁力驱动式心室辅助泵在以血液模拟液（60%水和40%甘油）作为工作流体时的实验压力‐流量性能曲线

讨论

先前的研究表明，对于植入左心室辅助装置（LVAD）后出现右心室功能障碍的患者，部分循环支持足以恢复右心室功能并使血流动力学恢复正常[7,8]。血管内泵对右心衰竭人群具有最大益处，因为它们能够在仅需基于导管的手术进行植入的同时，提供所需的循环支持量。该技术有望改变发生右心室功能障碍患者长期治疗的范式。此外，血管内泵可能是患有先天性心脏病（如Fontan循环）的儿童的良好选择。然而，为了在长期MCS环境中使用，血管内泵需要改进以提高其可植入性。

直接驱动CAP能够在右心衰竭患者的肺循环中提供足够的部分循环支持。如图8(a)所示，当在24千转/分钟下运行时，该泵可在压差从0毫米汞柱（右心室收缩期）到30毫米汞柱（右心室舒张期）的范围内产生1.8–2.25升/分钟的流量。对于肺动脉高压患者，其收缩压可高达60毫米汞柱，此时泵在24千转/分钟下运行可提供1.5至2.25升/分钟之间的流量。因此，在初步设计迭代中，CAP适合作为有效的部分支持型右心室辅助装置。需要注意的是，此电机和泵设计所能达到的最高转速为24千转/分钟。未来的设计目标是将叶轮转速提高至30千转/分钟，以增加流量输出，并将泵的整体直径从10毫米（30弗朗西斯）减小到7毫米（21弗朗西斯）。这将需要对叶轮和扩散器几何结构进行重新设计。

利用钕铁硼磁体的轴向磁耦合器有望消除Impella RP、2.5和5.0泵等血管内泵所需的冲洗密封。图6(a)和6(b)表明，CAP设计中的轴向磁耦合器可在电机轴转速与叶轮转速之间实现最高达18千转/分钟的一对一匹配。然而，图6和7揭示，尽管转速能够有效跨越将叶轮磁体与电机磁体分隔开的3毫米间隙进行传递，但传递扭矩有所降低。这一点在图7(b)中可见，该图显示，在17千转/分钟时，采用相隔3毫米间隙的磁力耦合器所产生的最大流量为1.3升/分钟。当使用直接驱动机构时，CAP在17千转/分钟时可产生1.5升/分钟的流量。这种流量差异随转速升高而增大，表明耦合器未能向流体提供足够的能量。通过观察磁力驱动式心室辅助泵产生的最大压力（图8(b)）并与直接驱动CAP的最大压力（图8(a)）进行比较，可以证实扭矩传递的下降。在约17千转/分钟时，磁力驱动式CAP可产生35毫米汞柱的压差，而直接驱动式则可产生超过50毫米汞柱的压差。虽然使用磁力耦合器会引入一些效率损失，但仍存在改进空间。例如，在不超出制造公差所带来的限制的前提下，叶轮磁体与驱动磁体之间的间隙仍可进一步减小。最后，还可探索在血管内泵尺度上研究不同的磁力耦合配置。改变极数或采用径向磁力耦合器可能在此尺度上实现更优的扭矩传递。

尽管磁力耦合器能够在狭窄间隙中实现无接触扭矩传递，但仍需要机械轴承在入口和出口端支撑旋转叶轮。因此，在选择能够承受高转速叶轮以及耦合磁铁间吸引力的机械轴承时，必须仔细考虑。此外，使用磁悬浮轴承要求泵壳与旋转叶轮之间保持微小间隙。这些狭窄通道可能会增加对循环血液的剪切应力，从而导致溶血。对于采用磁力耦合器且接近动物试验和商业化的血管内泵设计，应致力于确保这些狭窄间隙和机械轴承的使用不会促进血液损伤。这可以通过将本文提出的磁有限元模型与流体动力学物理相结合，以估算类血液流体上的剪切力和轴向力来进行研究。此外，在泵设计接近最终定型时，应进行广泛的溶血测试。

虽然实现无接触扭矩传递对于消除血管内泵的冲洗密封是必要的，但电机驱动线仍然限制了血管内泵在长期治疗中的应用。研究人员提出了一种通过提供经股动脉导线的技术来为血管内泵供电，该导线从患者的股动脉[14]穿出。尽管该技术已在动物身上被证明是安全的，但仍有可能导致出血、感染和与心室辅助系统传动轴传统相关的血栓事件。此外，该研究在采用此方法测试的动物数量上存在统计学上的局限性。因此，尽管我们已提供了通过可能消除冲洗密封来改善血管内泵可植入性的路线图，但仍需进一步研究以微型化该泵设计，并利用能够为血管内装置[15]供电的无线供电系统。

虽然经皮植入泵的使用有可能将右心衰竭的机械循环支持模式转变为微创手术，但此类设备的使用也为需要循环支持的患者带来了新的临床风险。例如，在低压静脉循环中串联放置设备，一旦发生设备故障，可能会增加静脉压，从而导致致命后果。此外，如果泵锚定装置无法提供足够的机械支撑，泵入口处的负压可能促进下腔静脉塌陷。为了减轻这些风险，血管内血泵应解剖位置放置在设备故障不会引发患者灾难性血流动力学变化的区域（即血管可扩张且血流可自然分流的区域）。因此，需要对最终设计开展动物研究，以预测此类设备带来的临床风险，并确定其最佳放置位置，从而降低对患者的额外风险。

尽管本研究已证明使用磁力耦合有可能消除对外部冲洗管路的需求，但仍存在一些局限性。首先，设计方程是基于所需压力和流量对泵的运行速度进行估算的初步计算。应采用计算流体力学等更先进的技术，以更准确地预测和优化该装置的压力和流量产生。此外，这还将有助于深入分析高剪切应力和流动停滞区域，这些因素在临床应用中可能导致血液损伤。除了先进的流体动力学模拟外，还应开展更为严格的流体动力学实验，包括建立粒子图像测速系统以捕捉装置内的流体流动、测量黏度、模拟血液温度，以及提供一种创新方法来测量电机轴将扭矩传递给叶轮及流体的过程。

结论

介绍了用于肺循环部分循环支持的血管内泵CAP的初步设计与开发，我们证明了CAP设计有可能作为右心衰竭患者的机械辅助装置运行。我们证明，当轴直接传递扭矩给叶轮时，泵在24 kRPM转速下运行可产生高达2.25升/分钟的流量。我们还证明，利用轴向磁耦合器传递扭矩可在无打滑的情况下使叶轮旋转达到21千转每分钟。在18.5千转每分钟的转速下实现了最大1.35升/分钟的流量。尽管如此，磁力耦合器仍有可能消除为隔离电机与血液接触所需的密封件或冲洗系统。