陸通 葛斌 劉京京 張少偉 伍進平 張宸

急性呼吸窘迫綜合征(Acute respiratory distress syndrome,ARDS)是臨床上比較常見的呼吸衰竭危急重癥,表現為頑固性低氧血癥、進行性加重的呼吸困難和呼吸窘迫,病人死亡率高[1?2].體外膜肺氧合(Extracorporeal membrane oxygenation,ECMO)技術作為ARDS重要的體外循環(huán)輔助治療方式,可以有效糾正低氧血糖癥,同時避免呼吸機相關性肺損傷[3?4].

ECMO包括泵血裝置和氧合裝置.目前ECMO使用的血泵有滾壓泵和離心泵,滾壓泵可提供搏動的血流,但由于其產生的壓力極高,造成了較高的溶血性;而離心泵[5?6]具有對血液破壞相對較小,安全性高等特點,但在其使用過程中又有其維護價格昂貴、對人員操作技術要求高等問題;由于尺寸、能耗和穩(wěn)定性以及可植入方面的優(yōu)勢,軸流式血泵[7?8]目前成為國內外研究的熱點.由于以上血泵只能實現血液的一端進一端出,而不能模擬心臟左右兩房室泵血;驅動方式均為電磁力矩的旋轉驅動,流場會產生非生理性的流動及對血細胞的剪切應力[9],因此研究傾向于左心室輔助裝置方向.

本文所設計的血泵基于磁體–線圈結構,通過理論計算與實驗得到該結構應產生的動力大小,并由此確定工作電流大小;根據輸出電流的要求來計算和設計控制電路,并提出一種用于搏動式電磁血泵的電控系統(tǒng).利用控制電路、加速度傳感器和示波器等搭建實驗臺,對空載狀態(tài)下血泵的工作性能進行測試,驗證該設計方案的可行性,為改進該血泵控制系統(tǒng)的方案和調整提供基礎.本文的主要貢獻和創(chuàng)新工作總結如下:

1)通過力學分析計算與實驗,得到不同參數下磁體–線圈結構磁力與兩者距離的關系曲線以及各因素對磁力影響的顯著性,并利用分析結果確定血泵的基本工作參數.

2)根據血泵工作基本參數確定控制電路的輸出電流值,并設計控制電路.

3)通過一系列實驗得到血泵工作時間與加速度波形參數,利用上述參數設計程序驗證血泵工作的穩(wěn)定性與連續(xù)性.

1 搏動式血泵驅動的描述

1.1 血泵原理

本文所設計的搏動式電磁血泵由類似于心臟房室的血泵腔體、用于搏動的磁體以及為磁體運動提供磁場的線圈組組成,各線圈依次緊密排列;腔體被磁體分割成兩個獨立空間(類似于心臟的左右房室);磁體位于腔體內,當磁體磁場方向與線圈磁場方向相同時磁體將受吸力,而靜止磁體的兩極在磁場中受力不平衡時,磁體將沿著合外力方向運動.此血泵即利用磁體往復運動擠壓腔體內的血液實現泵血的功能.原理圖如圖1所示,圖中1為出入血口;2為線圈;3為磁體;4為泵體.

1.2 力學模型建立

對于計算磁體–線圈模型之間的磁力,國內一般采用有限元法得到[10];對于外文文獻[11?12],Robertson等總結的方法主要包括:“Filament method(線等效法)”、“Shell method(面等效法)”以及“Integral method(積分法)”等方法.由于本文是磁體與線圈之間的作用力,而對于沿軸向磁化均勻的圓柱形磁體,可等效為相同體積的薄線圈,因此利用“Filament method”的方法,可將磁體和線圈等效為同形狀無限薄的環(huán)電流.對于磁體的等效電流[12]如式(1);對于線圈的電流I2由穩(wěn)壓電源決定,因此磁體–線圈模型可以等效為雙線圈結構.

圖1 血泵工作原理圖Fig.1 Working principle of blood pump

2 血泵驅動的力學設計

2.1 磁力理論與推導

磁力可以由載流線圈之間的互感系數求得[13],之間的關系如式(2):I1I2分別為永磁體等效電流和線圈載流,zQ為廣義坐標,由于兩等效線圈為同軸位置,所以只需考慮力的軸向分量[14].

根據圖2的兩等效線圈,其互感方程如式(3)所示[13?14].

圖2 雙線圈模型Fig.2 Twin-solenoids model

此時的磁力:

2.2 磁力正交實驗

為設定血泵各參數的值,將各因素實驗水平的順序進行隨機處理,如下表并進行正交實驗.

表1 磁力實驗的因素水平Table 1 Levels of magnetic test factors

正交表L16(45)設計如下:

根據正交實驗的結果,繪制磁力隨各因素變化的趨勢圖如圖3.

利用SPSS軟件進行正交實驗結果的方差分析如表3,由表1可以看出顯著性順序由大到小依次為:線圈匝數、線圈長度、磁體長度、線圈外徑.

表2 磁力實驗結果及極差分析Table 2 Magnetic test result and range analysis

圖3 磁力隨各因素變化的趨勢圖Fig.3 Line chart of magnetic force variation with various factors

表3 正交實驗結果方差分析Table 3 Variance analysis of orthogonal test

2.3 力學分析

根據顯著性分析結果,選取永磁體為圓柱形N35的燒結釹鐵硼磁鐵,直徑φ35mm,厚度h=2a2=20mm;線圈寬度為LN2=20mm,線圈厚度為2層,漆包線厚度為φ0.41mm,作為薄壁螺線管處理R3=R4,正常成年人[10]平均動脈壓正常值為70～105mmHg,則計算產生此壓強的血壓需F0=1.13N.根據國家標準,體外循環(huán)設備主動脈供血時使用管路內徑為3/8in,即9.525mm,因此血液阻力F1=0.097N,而磁體的摩擦系數μ約為0.01～0.001,取摩擦力F2=0.02N.為滿足安全需求,取安全系數為2并取整,得到F1=0.2N,F2=0.05N,則所需平均驅動力F=F0+F1+F2=1.383N.利用Mathematica繪制不同電流下磁力隨距離變化的圖像如下圖所示.

圖4 磁力–距離關系圖Fig.4 The relationship between magnetic force and distance

當線圈與磁體的距離為zQ=0.02m,即線圈與磁體剛好接觸時,利用式(6)計算磁體與線圈之間的磁力,磁體受力理論值與磁體所受力實際值及摩擦力如表4和表5所示.載流線圈各匝的磁通總和為稱為磁鏈Ψ,理論上若N匝線圈的磁通均為Φ,則磁鏈Ψ=NΦ.然而各交鏈的磁通不一定完全相同[17],因而影響磁鏈Ψ值;同時線圈通電產生的熱量,磁體本身的表面處理等都會對作用力產生影響.利用測力計和血泵實驗平臺測量實際值:首先用測力計測得泵體固定時,磁體在緩慢滑動的情況下摩擦力的大小.設定磁體在線圈L1處于受力平衡的位置,為磁體向線圈L2運動的初始位置.線圈L2通電待磁體穩(wěn)定后,用測力計測其初始位置時拉力大小.

表4 當zQ=0.02m時不同電流產生的磁力Table 4 Different magnetic force caused by different current when zQ=0.02m

從圖3可以看出,磁體與線圈之間的磁力與線圈電流大小以及兩者之間的距離有明顯關系,當兩者距離從0開始逐漸增大,磁力先增大后減小.在磁力增大過程中,增長率隨距離的增大而減小;在減小過程中,衰減率隨距離的增大先增大后減小.

表5 在不同電流下實際測得磁力及磁體所受摩擦力Table 5 Different magnetic force caused by different current and the friction on permanent magnet slider

結合上圖的趨勢從表4可知,當電流I≤0.5A時,計算所得線圈與磁體在設定位置力不大于0.93N,因而小于血泵正常工作所需要的力;而當I≥3A時,計算所得的磁力將超過5.56N明顯大于1.383N超過工作需求.

從表5可知,實驗測得磁體所受磁力略小于理論計算值,磁體在腔體內的摩擦力略小于電流為0.5A時的理論值,因此選1.5A電流可保證血泵工作充足的動力性.

3 血泵驅動的電學設計

3.1 控制電路理論設計

搏動式電磁血泵驅動系統(tǒng)電路框圖如圖5.系統(tǒng)通過單片機將信號經轉換電路將數字信號轉換為模擬信號,經同相比例運算電路和達林頓管組成的放大電路向線圈輸出,由繼電器控制線圈的工作順序實現泵血的功能.

圖5 實驗原理圖Fig.5 Schematic diagram of experiment

控制電路如圖A1所示,電路采用單片機(U1)為AT89C52[18],D/A(U2)轉換采用 DAC0832芯片[19?20],此八位芯片可根據需要輸出0x00～0xFF的不同大小電流.單片機P0口作為通用I/O口與DAC0832芯片的輸入端DI0～DI7相連,采用直通方式,通過運算放大器[21]LM324(U3A)輸出電壓信號.

D/A轉換后串聯(lián)同相比例運算電路[18]和達林頓管TIP142[22](同相比例運算電路由U3B,可調電阻RV1,RV2組成,RRV1=10k?,RRV2=20k?)的局部電路如圖A2.由式(7)可得同相比例運算電路放大的比例為3倍,即電壓輸出UOUT=15V.由于達林頓管由兩個三極管串聯(lián)得到,因此可以估算其輸出電流:在理想狀態(tài)下,VBB=UOUT=15V,VCC=15V,VBE=1.4V,可以求的VEE=13.6V,根據式(8)可以估算出狀態(tài)下的電流大小為IE=3.16A.

使用繼電器[23](RL1,RL2)控制血泵電磁線圈(L1～L4)的通電順序,繼電器為低電平觸發(fā),由單片機通過經P2.6,P2.7口控制.血泵的繼電器分為兩組,線圈L4、L2分別接繼電器常閉和常開觸點,為第一組;線圈L1、L3分別接繼電器常閉和常開觸點,為第二組,運用Proteus軟件繪制電路圖并仿真得到輸出電流的大小.

3.2 控制原理

單片機發(fā)出的信號控制繼電器觸點切換實現工作線圈的切換,由于在泵血時需要保證對血液應產生足夠的壓力,即要求泵體內部的磁體保持運動的連續(xù)及相對恒定的加速度,因此血泵空載時磁體需做加速運動,磁體經過各個線圈的時間各不相同.

在單片機控制系統(tǒng)中程序由C語言編寫,主要包括主程序和定時器程序.

主函數用于:1)完成各種設置(如設置堆棧和單片機初始化等工作);2)通過定時器程序控制繼電器[23]觸點開閉工作的時間間隔以切換線圈組及控制線圈的工作時間;3)通過向D/A[19?20]轉換器輸出的數字量以控制該系統(tǒng)的輸出值.

定時器函數主要用于設置定時時間,主函數通過循環(huán)運行若干次定時器函數實現對電路中元件運行時間的控制.由于磁體在運動過程中做加速運動,因此定時器控制時間的參數需經過實驗獲得.

4 電控實驗

血泵實驗平臺包括控制電路部分、泵體部分和測試部分.控制電路部分和泵體部分如上文所述,測試部分包括加速度傳感器和示波器等.本實驗用于獲取泵體部分的工作參數,包括血泵線圈的電阻值、磁體在磁場中運動狀態(tài)與加速度波形的關系.

4.1 線圈的參數實驗與仿真

取電源的輸出電流為0.5～3A,間隔0.1A分別向各個線圈通電20次,讀取電壓值并求得平均數,各線圈電壓結果如表6.利用歐姆定律求的各線圈阻值的平均數分別為:RL1=2.2?;RL2=2.1?;RL3=2.0?;RL4=2.1?.

根據線圈的電阻參數設置Proteus軟件電路圖的阻值,設置同相比例運算電路的可調電阻RRV1=10k?,RRV2=20k?.運行Proteus仿真電路,仿真顯示線圈通過的最大電流為3.12A,明顯大于1.5A滿足磁力計算的電流值.

4.2 磁體的加速度波形實驗

連接設備如圖A3,取工作電流為1.5A以保證磁力.當磁體處于初始位置,將線圈L2接入穩(wěn)壓電源,示波器A,B端口分別接加速度傳感器和線圈,此時磁體運動受力而產生的加速度狀態(tài)可由加速度傳感器輸出反映.示波器橫軸為時間軸,磁體運動加速度波形的持續(xù)時間由橫軸讀取;縱軸為電壓軸,示波器加速度電壓輸出信號.根據圖6(a)示波器顯示,圖中圖線1為加速度波形,圖線2為參考電壓;第一段正向波段即為磁體單向運動時間,從圖中可以讀出磁體起始加速時間約為0.1s.由此編寫程序:設置通電時間為0.1s,間隔時間為10s,啟動單片機后預留10s準備時間.工作0.1s斷電后,磁體做減速運動直到速度減為0.過程中,磁體從線圈L1的位置運動到線圈L3的位置.圖6(b)正向波形為加速持續(xù)時間0.1s信號,負向波形為減速波形.

表6 血泵線圈通過電流與電壓關系Table 6 The relationship between current and voltage of blood pump coils

4.3 血泵連續(xù)工作實驗

本實驗利用穩(wěn)壓電源、單片機電路、加速度傳感器和示波器,確定磁體運動單向連續(xù)性的相關參數并驗證.繼電器對線圈的控制電路圖如圖A3.在泵血過程中,磁體從起始位置由電磁線圈驅動依次經過線圈L2、L3與線圈L4重合,隨后再回到起點位置即一個運動周期.實驗在1.5A電流的作用下獲得磁體連續(xù)運動的控制參數,并以此為依據編寫單片機驅動程序,實現磁體的連續(xù)運動.為確保運動的連續(xù)性,設計線圈前半周期的通電順序為線圈L1、L4,線圈L2、L3,線圈L3、L4,線圈L1、L4.

圖6 示波器所觀察到的信號和觀察到持續(xù)0.1s的信號Fig.6 Output of acceleration waveform and output of 0.1s sustained signal observed by oscilloscope

首先對線圈L1、L4通電,使其處于工作的初始位置.設置線圈L2和L3工作時間為1s,運用上一實驗方法確定其單向加速過程的時間.由輸出波形可知磁體在本段單向運動時間為0.1s,編寫程序設置單片機控制線圈L2、L3工作時長的應為0.1s.在測其單向加速過程的時間時,為保證磁體運動不受線圈L4的影響需首先把繼電器RL1的常閉觸點與繼電器RL2的公共端直接連接,斷開線圈L4.

確定線圈L3、L4的工作時長應保證磁體具有的磁體經過線圈L2、L3后的初速度,即磁體從初始位置運動到其在線圈L2、L3受力平衡位置時,線圈L3、L4通電L2斷電.設定L2、L3的通電時間為0.1s;設定L3、L4的通電時間為2s.磁體自初始位置起,單片機向線圈L2、L3通電0.1s使磁體到達線圈L2、L3所產生磁場的受力平衡位置;隨后向線圈L3、L4通電,磁體經過0.03s到達線圈L3、L4所產生磁場的受力平衡位置.從輸出波形的時間軸讀取磁體在此段運動時間為0.03s,則單片機控制L3、L4工作時長為0.03s.

同理設定L2、L3的通電時間為0.1s;L3、L4的通電時間為0.03s;L1、L4通電時間為2s.從輸出波形的時間軸讀取磁體在此段運動時間為0.01s,則單片機控制L1、L4工作時長為0.01s.

本實驗通過示波器輸出的加速度波形如圖7所示,按照圖中順序,分別為磁體從初始位置運動到線圈L2、L3,線圈L3、L4,線圈L4以及前半周期的波形.磁體在前半周期的運動時間為0.14s,因此整個周期各組線圈的工作時長如表7所示.

表7 血泵線圈工作時長Table 7 The working time of blood pump coils

當單片機晶振為12MHz,采用定時器方式2,則函數每循環(huán)4000次計時1s,由以上實驗獲得的參數編寫程序即可實現磁體的連續(xù)運動即血泵的穩(wěn)定工作.

5 結論

論文從理論和實驗的角度出發(fā),設計了適用于驅動搏動式電磁血泵工作的電控系統(tǒng)模型.通過理論計算分析了磁力與磁體之間距離以及影響磁力的因素;通過實驗測得當線圈負載為1.5A時,磁體在初始位置的平均作用力可以滿足血泵動力需求.血泵泵體部分為纏繞了4組線圈的塑料管,結構設計的4組線圈參數相同,因此在相同阻力的條件下各線圈對磁體的作用力相等.

圖7 示波器所觀察到的信號Fig.7 Output of signal observed by oscilloscope

本文利用Proteus軟件設計并仿真了控制電路,根據線圈的電阻實際測得最大輸出3.1A.該電路可根據需要輸出256種不同大小的電流,實現電流輸出的變化;同時可以通過調節(jié)同相比例運算電路兩可調電阻的阻值來對輸出電流值進行微調.通過磁體的加速度波形實驗,確定了磁體各運動狀態(tài)與加速度變化的關系及磁體單向運動的控制方法;通過磁體運動的連續(xù)運動實驗,得到了控制磁體在線圈中連續(xù)單向運動的有關參數.最后根據以上參數編寫了程序,通過實驗驗證了磁體單向運動的連續(xù)性.

綜上所述,本文測試表明設計的電控系統(tǒng)使血泵各參數滿足搏動式磁力泵的動力需要,驗證了該電控系統(tǒng)對血泵控制的穩(wěn)定性和連續(xù)性達到了研究的目的.此研究對于進一步優(yōu)化電磁驅動控制具有重要應用前景,尤其對于ECMO的發(fā)展和推廣以及對于體外循環(huán)血泵的發(fā)展具有重要意義.

附錄A

圖A1 控制電路Fig.A1 Control circuit

圖A2 放大電路Fig.A2 Amplifying circuit

圖A3 實驗電路Fig.A3 Test circuit