李國榮，朱曉東，陳海豐，田步升，彭遠儀

心尖軸流泵的結構和性能的比較

李國榮，朱曉東，陳海豐，田步升，彭遠儀

目的：比較不同結構心尖軸流泵的流體力學及溶血特性差異。方法：在體外模擬循環(huán)臺上測試外形尺寸相似的4種不同結構的軸流泵（包括單滑動面球支點、雙滑動面球支點心尖軸流泵及保留后導葉和無后導葉的全懸浮心尖軸流泵）的流體力學和溶血特性。結果：單滑動面球支點心尖軸流泵和雙滑動面球支點心尖軸流泵的流體力學特性及溶血特性相似，均可在11 000 r/min條件下產生100 mmHg（1 mmHg=133.32 Pa）的壓力輸出和5 L/min的流量輸出，標準溶血指數（normalized index of hemolysis，NIH）分別為0.023和0.025 g/100 L。在產生相同壓力和流量輸出條件下，兩型全懸浮心尖軸流泵轉速明顯增加，保留后導葉的全懸浮心尖軸流泵和無后導葉的全懸浮心尖軸流泵轉速分別為17 000和23 000 r/min，NIH分別為0.072和0.13 g/100 L。結論：單滑動面球支點心尖軸流泵結構簡單、效率高、溶血強度低，可作為心尖軸流泵的結構選擇；雙滑動面球支點心尖軸流泵結構優(yōu)勢尚需在長時間體內植入實驗中證實。懸浮心尖軸流泵體積較小，但效率較低，溶血作用強，保留后導葉可明顯提高懸浮心尖軸流泵效率，降低溶血強度。

血泵；心室輔助；懸浮軸流泵；人工心臟

0 引言

近年來，以旋轉葉輪式血泵（rotary blood pump）為基礎的植入式心臟輔助裝置在臨床中的應用取得了很大成功。旋轉葉輪式血泵主要包括軸流泵和離心血泵，與早期的搏動血泵式心臟輔助裝置不同，旋轉葉輪式血泵輸出持續(xù)性血流，具有體積小、結構簡單和能量轉化效率較高等優(yōu)點，目前國內外不少研究者正致力于旋轉葉輪式血泵的研發(fā)[1-4]。

心臟輔助裝置的體內植入方式對并發(fā)癥及治療效果均有重要的意義。由于旋轉葉輪式血泵的體積小，所以可提供多種體內植入方式供選擇，便于臨床應用。比如，軸流泵和離心血泵不僅可按傳統的方式植入到胸腔外的上腹壁內，還可直接植入到胸腔內、心包腔內甚至心室腔內。去除血泵的入口引流管道，不僅可減少體內異物，縮小血液與異物的接觸面積，而且可直接引流心室腔，減小入口阻力，是較好的植入方式。國外的 Jarvik 2000[5]軸流泵及 HeartWare HVAD[6]離心血泵均采用這種連接方式，但仍需進一步改進。Jarvik 2000軸流泵將泵體全部植入心室腔內，心室內異物較多，增加了心室內血栓形成的危險。而HeartWare HVAD離心血泵的泵體完全位于心包腔內，對體形較小的患者來說植入難度較大。我們曾經提出心尖軸流泵[7-9]，僅將一部分泵體置于心室腔內，其余部分位于心包腔（如圖1所示）。這種植入方式既去除了入口引流管道，又減少了心室腔內異物，還可避免對胸腔內器官的壓迫和粘連。

圖1 心尖軸流泵及其植入方式示意圖

由于心尖軸流泵植入位置特殊，因此對體積要求較為苛刻。從理論上看，減小泵體積和提高血泵性能是優(yōu)化設計時需要仔細權衡的矛盾。軸流泵體積減小后葉輪的轉速必須相應增加才能維持足夠的流量和壓力輸出。但較高的葉輪轉速將增大軸承的機械摩擦，且葉輪對血細胞的損傷也有加重的趨勢。我們在心尖軸流泵研制的優(yōu)化過程中曾采用不同的葉輪支撐技術，以滿足較高葉輪轉速的要求。早期的心尖軸流泵采用機械軸承，近期則采用全懸浮技術。本文旨在比較研究應用不同的支撐技術時心尖軸流泵的流體力學和溶血特性的差異，為心尖軸流泵的進一步優(yōu)化提供基礎。

1 材料和方法

心尖軸流泵的基本結構已在先前的文獻[10-12]中描述，本文用于比較的各種心尖軸流泵的結構尺寸相近。軸流泵筒內徑12 mm；葉輪外徑11.8 mm；轉子由釹鐵硼永磁材料制成，直徑7.5 mm，長19 mm，充磁后最大表磁為435 mT。電動機定子外徑18 mm，采用三相空心杯式繞組；電動機最大外徑18.8 mm，長度65～70 mm，總質量95～120 g。

1．1 機械軸支撐的心尖軸流泵

軸流泵的軸承工作時浸泡在血液中，對其基本要求是在高速運行時不對血液成分造成強烈破壞，也不被血液蛋白沉積物阻塞。常見的滾珠軸承顯然不適合軸流泵選用，最常采用的是滑動軸承，比如美國的MicroMed DeBakey VAD[3]、HeartMateⅡ[4]、Jarvik 2000[5]等軸流泵均采用滑動軸承作為旋轉葉輪的支撐裝置?；瑒虞S承又可有多種結構形式，我們在早期的研究中觀察到常用的“軸套-軸桿”式滑動軸承性能不佳，血液中的蛋白沉積物容易使軸承堵塞，增大阻力和能量消耗，有時甚至可造成葉輪停轉?！扒?窩”式滑動軸承較適合軸流泵，最早為美國的“Heart-MateⅡ”軸流泵所采用。在“球-窩”式滑動軸承基礎上，我們提出了“球支點”軸承，以期獲得更佳的效果?！扒蛑c”軸承是一種簡化的“球-窩”式滑動軸承，球支點在高速旋轉時有“鉆頭”樣效應，有利于隨時清除沉積在滑動面上的血液蛋白，故可防止摩擦阻力的不斷增加和葉輪停轉?；瑒虞S承的重要缺點是機械磨損和局部產熱。由于直接的機械滑動摩擦可使滑動面形狀改變，并使間隙性能下降，達到一定程度時使支撐作用失效。機械摩擦在局部產生的熱量可使血液接觸面溫度升高，可加速血小板和凝血相關因子的激活，在局部形成血栓生長點。因此，盡可能降低滑動軸承的局部摩擦是關鍵技術之一，特別是對于葉輪轉速極高的心尖軸流泵來說更是如此。可將“球支點”軸承設計為“單滑面球支點”和“雙滑面球支點”軸承，采用其中的雙滑面球支點可使滑動面的相對運動速度降低，進一步減小軸承局部的摩擦效應。圖2為我們采用的2種“球支點”軸承結構示意圖。

圖2 “球支點”軸承結構示意圖

對于單滑面球支點，互相滑動的球形面相對運動速度較大。由于球支點跟隨葉輪高速轉動，所以滑動面間的相對運動速度等于葉輪的轉動速度。而對于雙滑面球支點，球支點面相對于支點后球窩和支點前球窩的接觸面都可以自由滑動，所以在力學條件對稱的情況下球支點的轉速為葉輪轉速的1/2，即球支點對于支點前球窩或支點后球窩的球面滑動速度僅為葉輪轉速的1/2。因此可減少滑動面的磨損并減少局部產熱，進一步改善“球-窩”式滑動軸承的機械性能和生理相容性。

1.2 全懸浮心尖軸流泵

采用磁力或流體動力使軸流泵葉輪在流體中懸浮旋轉，可完全去除機械軸承，被推崇為“第三代”血泵。此類血泵沒有機械摩擦磨損，可完全消除局部產熱，防止血栓形成，且壽命不受限制，是較理想的血泵結構。但懸浮血泵有其固有的缺點，比如采用全磁懸浮技術時泵體積不易縮小，且能量消耗較大?！按?液”聯合懸浮技術雖可使泵體積減小，且可避免大幅度增加能量消耗，但需設置狹窄的流體動力懸浮間隙，對血細胞的剪切破壞較嚴重。因此，盡可能減低溶血是采用此類懸浮方式需要認真解決的困難。

在葉輪懸浮條件下，后導葉的機械支持作用已不再需要，去除后導葉可進一步簡化泵內結構，有利于進一步縮小泵體積，還可能降低泵內血栓形成的幾率。因此，我們早期設計的全懸浮心尖軸流泵無后導葉，結構類似于美國的HeartWare MVAD[13]微型軸流泵。但我們后來的研究發(fā)現：去除后導葉不僅降低了心尖軸流泵的流體效率，而且大幅度增加了機械溶血作用。為克服這些缺點，我們在全懸浮心尖軸流泵的尾端設置了無機械支撐作用的后導葉，其結構如圖3所示。

圖3 全懸浮心尖軸流泵結構示意圖

全懸浮心尖軸流泵葉輪的徑向位置由流體動力控制，即當葉輪高速旋轉時在葉輪葉片外周圓弧面與軸流泵泵筒內面之間的間隙內可形成流體動壓，使葉輪與軸流泵泵筒脫離機械接觸，從而產生流體動壓懸?。ㄒ簯腋。┳饔?，葉輪的軸向約束力則由磁場產生[14]。

2 體外比較測試

在模擬循環(huán)臺上分別比較單滑面球支點、雙滑面球支點心尖軸流泵及保留后導葉、無后導葉的全懸浮心尖軸流泵的流體力學性能。模擬循環(huán)臺根據HU Q H等[15]的報道設計，由儲液罐、血泵、阻力調節(jié)器、流量計串聯組成。各組件用內徑12 mm的有機玻璃管順序連接，在血泵的出口和阻力調節(jié)器之間的管道中設置壓力傳感器，測定泵的輸出壓力和流量。在測定血泵流體力學特性時采用30%甘油水溶液作為循環(huán)介質，以使其黏滯度接近于血液。通過調節(jié)儲液罐中液面高度調節(jié)泵的入口壓力，通過調節(jié)軸流泵的輸入電壓改變被測泵的轉速，通過調節(jié)阻力閥改變泵輸出流量和壓力比。通過仔細調節(jié)阻力閥和泵轉速，可使泵輸出穩(wěn)定在5 L/min流量和100 mmHg（1 mmHg=133.322 Pa）輸出壓水平，這一輸出接近于實際心臟輔助時的要求。溶血實驗采用新鮮牛血作為循環(huán)介質，采集血液時加入枸櫞酸鈉抗凝劑抗凝，根據紅細胞壓積測定值用適量生理鹽水稀釋，將紅細胞比容（hematocrit，HCT）調節(jié)至0.30左右。取1 ml血樣后將其完全溶血（超聲法溶血），再用牛血漿稀釋成不同游離血紅蛋白濃度的溶液并標定，作為比對用基準樣本。將制備好的總容積為5 L的新鮮牛血裝入模擬循環(huán)管道，用恒溫水浴浸沒以保持血液溫度在35～37℃之間。充分排出循環(huán)管道中空氣后，開啟被測軸流泵并將其輸出壓力調節(jié)到100 mmHg，流量調節(jié)到5 L/min。定時采集循環(huán)管路中的血液樣本約5 ml，離心后取血漿，通過與基準樣本的顏色比較確定血漿中游離血紅蛋白濃度，并計算溶血強度。每標本測定3次，取平均值。溶血強度由溶血指數（normalized index of hemolysis，NIH）反映，NIH參照T Tsukiya[16]等的方法由下列公式計算：

式中，V是循環(huán)管路中的血液總量，Q為泵流量，T為運行時間，HCT是紅細胞比容，ΔC為血漿中游離血紅蛋白濃度改變量。

3 結果

4種不同結構的心尖軸流泵具有不同的流體力學輸出特性。雙滑面球支點心尖軸流泵與單滑面球支點心尖軸流泵輸出特性差異極輕微。2種懸浮心尖軸流泵的流體力學特性明顯不同于球支點心尖軸流泵，且去除后導葉的懸浮心尖軸流泵流體效率最低。在輸出壓力恒定為100 mmHg條件下，各心尖軸流泵的“轉速-流量”關系如圖4所示。

由圖4的曲線可知，在相同的輸出壓力條件下，各型心尖軸流泵的輸出流量與轉速之間大體呈現正比關系。但懸浮心尖軸流泵需要在較高的轉速條件下才能達到與球支點心尖軸流泵相似的輸出流量。2種球支點心尖軸流泵均可在11 000 r/min的轉速條件下達到5 L/min的輸出流量。懸浮心尖軸流泵的轉速明顯增加，有后導葉的懸浮心尖軸流泵在約17 000 r/min的轉速條件下達到5 L/min流量，而無后導葉的懸浮心尖軸流泵需要在23 000 r/min的轉速條件下才能達到類似流量，比球支點心尖軸流泵轉速提高約一倍。隨著泵轉速的增加，電動機的輸入電流和電壓也相應增加。通過輸入電壓和電流可計算各型心尖軸流泵的輸入功率，各泵的流體輸出功率則由輸出壓力和流量的乘積估算。在100mmHg輸出壓力和5 L/min輸出流量條件下，泵的流體輸出功率為1.2 W。本文的研究發(fā)現，心尖軸流泵的溶血特性與泵的效率有密切關系，效率較高的心尖軸流泵溶血作用較輕微。懸浮心尖軸流泵的溶血強度比球支點心尖軸流泵明顯增加，各型心尖軸流泵的標準溶血指數（NIH）及效率見表1。

圖4 各型軸流泵轉速-流量關系示意圖

表1 各型軸流泵泵效率及溶血強度

4 討論

作為植入體內的心臟輔助裝置，血泵的植入位置、與心臟大血管的連接方式是非常重要的考慮因素。目前，臨床常用的植入方法是將泵體放置到患者上腹壁內，在腹直肌的前或后創(chuàng)建囊袋來容納泵體。早期應用于臨床的HeartMate和Novacar搏動泵均采用此種植入方式。目前，新發(fā)展起來的持續(xù)流血泵也大多繼承了這種植入方式，如HeartMateⅡ和BerlinHeart incor等。此種植入方式的缺點是手術創(chuàng)傷較大，容易產生出血、感染等并發(fā)癥。此外，連接泵入口的管道容易產生移位變形，導致引流不暢甚至入口端負壓，成為血栓形成的易發(fā)部位。近幾年發(fā)展起來的持續(xù)流血泵，由于體積較小所以可以直接植入到心包腔甚至心室腔內，這樣可以去除入口引流管道，避免傳統植入方法的諸多缺點，比如Jarvik 2000軸流泵和HeartWare HVAD離心泵。值得一提的是，美國研究者新近研制的HeartWare MVAD是一種體積極小的磁-液懸浮軸流泵，植入方法也與Jarvik 2000軸流泵類似。未來發(fā)展的微型化血泵都極有可能采用心室內或心包腔內的植入方式。雖然心包或心室內植入血泵的方式有很多優(yōu)點，但最大的困難是泵體積要求微型化，特別是對身材較小的患者來說更是受到限制。我們設計的心尖微型軸流泵部分泵體放置在心室腔內，部分泵體位于心包腔內，雖然可在一定程度上緩解植入位置對泵體積的限制，但仍然需要在設計時考慮縮小泵體積的問題。軸流泵的前、后導葉可使泵長度增加，在優(yōu)化微型軸流泵結構時需要仔細設計。我們曾經觀察過去除前導葉對軸流泵流體力學特性的影響[17]，發(fā)現在沒有前導葉的條件下軸流泵的流體效率僅輕微下降，可作為心尖軸流泵改進時的備選結構；但后導葉對軸流泵的效率有重要意義，不應去除。

美國的HeartWare MVAD微型軸流泵同時去除了前、后導葉，大大縮小了泵體積，特別有利于心尖部位的植入，且該裝置目前已有動物實驗成功的報道[18]。但我們在本文的實驗觀察中發(fā)現，去除后導葉不僅使軸流泵流體效率嚴重下降，而且溶血強度也大幅度增加，這些缺點可能在長期應用時導致較嚴重并發(fā)癥，所以在我們設計的心尖軸流泵中采用了去除前導葉、保留后導葉的結構，這是我們與Heart Ware MVAD微型軸流泵的重要差別。

懸浮軸流泵的葉輪設計與機械軸支撐的軸流泵葉輪設計有較大區(qū)別。懸浮葉輪的外周面面積直接關系到徑向懸浮動壓的大小，一般來說，葉輪的外周面面積越大旋轉時產生的流體懸浮力也越大。在一定懸浮間隙條件下，葉輪外周面面積關系到葉輪懸浮狀態(tài)的穩(wěn)定性，較大的流體懸浮力可使葉輪處于較穩(wěn)定的懸浮狀態(tài)。因此，在設計懸浮葉輪時總是趨向于采用較寬的葉輪葉片。

雖然加寬葉片可實現葉輪穩(wěn)定懸浮，但也相應地減小葉片間流道的過流面積，減小泵的輸出流量。因此，在懸浮軸流泵采用的寬葉輪葉片條件下，必須增加轉速才能獲得較大的流量，這是懸浮軸流泵要求較高工作轉速的原因。對于無后導葉的懸浮軸流泵來說，除上述葉輪結構因素外，沒有后導葉的整流作用，泵出口處的流體旋轉分量不能轉變?yōu)橹绷鞣至?，造成機械能損耗，這是轉速增加的另一個重要原因。我們的實驗觀察到懸浮軸流泵的溶血強度明顯增加，可能是葉輪轉速較高所致。在特定的懸浮間隙條件下，懸浮間隙中剪切力隨葉輪轉速增大，使血細胞損傷加重。影響溶血的因素較多，如在懸浮狀態(tài)不穩(wěn)定時，懸浮間隙不均勻也可引起溶血增加，對剪切區(qū)域總體積、血細胞的剪切暴露時間等也有重要影響。因此，仔細選擇葉輪葉片寬度以求獲得最佳的懸浮間隙，盡可能減小泵轉速是下一步改進設計的重要內容。本文的對比觀察表明：保留后導葉與無后導葉的懸浮心尖軸流泵相比，雖然葉輪幾何形狀相同，但效率特性和溶血特性均有很大的改善。保留后導葉可使軸流泵總體效率提高將近40%，溶血強度下降為原來的1/2，而在泵外徑不變情況下長度僅增加30%左右。因此，保留后導葉可作為心尖軸流泵較好的結構選擇。

在研制可長期應用的植入式血泵時，泵結構的不斷改進和優(yōu)化是必經的過程。在相同條件下進行體外比較測試是評估血泵性能的基本研究方法。在相同的測試平臺上比較測試，各種不同結構軸流泵的特性可獲得正確評估，為優(yōu)化結構、分析動物實驗結果提供基礎。本文的研究采用相同的測試裝置同時比較了4種不同結構的心尖軸流泵的流體力學特性和溶血特性，可以排除不同研究條件和實驗環(huán)境差異可能導致的誤差，揭示軸流泵結構和性能之間的關系。本文的研究結果顯示：球支點心尖軸流泵總體性能優(yōu)于懸浮心尖軸流泵。這也提示有機械支點的第二代血泵仍然會成為今后很長一段時間內臨床應用的主流。但在有機械軸支點的條件下，加工和裝配過程中的微小誤差均會導致機械支點的迅速磨損。我們的研究發(fā)現：球支點滑動軸承有較好的配合性能，球型旋轉支點和靜止的球窩配合，允許相對運動的2個球型面之間有輕微的軸偏移，防止滑動面磨損加重。另外，在滑動面上沉積的血液蛋白也可在球型旋轉支點的“鉆頭”樣作用下被清除，防止滑動阻力增加甚至堵塞。雙滑面球支點摩擦面間相對運動速度較低，可有更好的抗磨損作用，由于局部產熱小也可有更好的防止血栓特性。

5 結論

單滑動面球支點心尖軸流泵結構簡單、效率高、溶血強度低，適合于心尖軸流泵的結構選擇；雙滑動面球支點心尖軸流泵的結構優(yōu)勢尚需在長時間體內植入實驗中證實。懸浮心尖軸流泵體積較小，但效率較低，溶血作用強，保留后導葉可明顯提高懸浮心尖軸流泵效率，降低溶血強度。

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（收稿：2014-12-13 修回：2015-03-26）

Comparative study of miniature apex axial flow blood pumps with different structures

LI Guo-rong1,ZHU Xiao-dong1,CHEN Hai-feng2,TIAN Bu-sheng2,PENG Yuan-yi2
(1.Fuwai Heart Hospital&Cardiovascular Institute,Chinese Academy of Medical Sciences,Beijing 100037,China; 2.Jiuan Artificial Heart Science and Technology Development Co.,Ltd.,Changzhi 046000,Shanxi Province,China)

ObjectiveTo compare the hydrodynamics and hemolytic characteristics of four types of miniature apex axial flow pumps.MethodsFour types of axial flow pumps with similar boundary dimensions were fabricated,including two axial flow pumps with mechanical contacting bearings and two suspending axial flow pumps.The mechanical contacting bearing was designed as pivot ball bearing with either double sliding surface or single sliding surface,while the suspending axial flow pumps were constructed as one with either a tail flow straighter or without it.The four prototypes of axial flow pumps were tested on a mock circle for the hydrodynamic and hemolytic characteristics.ResultsThe two prototypes of axial flow pumps with mechanical contacting bearings were similar in performance,and both could yield a flow rate of 5 L/min at 100 mmHg pressure with a rotating speed of 11 000 r/min.The normalized index of hemolysis (NIH)was 0.025 g/100 L for the pump of pivot ball bearing with double sliding surface,and 0.023 g/100 L for that with single sliding surface.For producing same hydrodynamic output of 5 L/min at 100 mmHg pressure,the two prototypes of suspending axial flow pumps needed a much higher rotational speed,which reached 17 000 and 23 000 r/min for the suspending axial flow pump with or without a tail flow straighter respectively,correspondently the NIH reached 0.072 g/100 L for the former and 0.13 g/100 L for the latter,significantly higher than the axial flow pump with mechanical contact bearing.ConclusionThe axial flow pump with pivot ball bearing has high efficiency and low NIH,suitable as an apex axial flow blood pump.The tail flow straighter is necessary for the suspending axial flow to achieve high hydrodynamic and hemolysis performance.[Chinese Medical Equipment Journal，2015，36（7）：4-8]

blood pump;ventricular assist device;suspending axial flow pump;artificial heart

R318.6；TH778

A

]1003-8868（2015）07-0004-05

10.7687/J.ISSN1003-8868.2015.07.004

李國榮（1957—），男，博士，副教授，碩士研究生導師，主要從事心血管外科、人工心臟及輔助循環(huán)方面的研究工作，E-mail：Li-Guorong@ 263.net。

100037北京，中國醫(yī)學科學院阜外心血管病醫(yī)院（李國榮，朱曉東）；046000山西長治，長治市久安人工心臟科技開發(fā)公司（陳海豐，田步升，彭遠儀）