微型軸流式血泵外磁驅動電路設計

摘要：微型軸流式血泵是目前人工心臟結構研究的熱點，外磁驅動是一種新型的血泵驅動方式。文中介紹了血泵外磁驅動電路的設計方案。通過該方案能夠產生雙向勵磁電流，可直接驅動電機以實現(xiàn)血泵的外磁驅動。

在人工心臟研究過程中，血泵驅動能源的提供方式是人工心臟研究的關鍵問題之一[1][2]。目前的外磁驅動方式采用體外旋轉磁場作為驅動能源，并通過體外旋轉永磁體的旋轉來帶動體內永磁體的轉動，從而實現(xiàn)非接觸式磁場驅動。相比常規(guī)的能量傳遞方式，非接觸式磁場驅動技術沒有任何經(jīng)皮導線，因而可避免內外貫通，從而大大降低了感染機會，提高了病人的生活質量。本文對這種驅動方式中的外磁驅動電路進行了設計研究。

1 血泵工作原理及交變磁場的產生

1.1 磁場驅動軸流式血泵工作原理

植入式血泵的驅動一般都采用外磁場驅動，主要原理是：利用體外的旋轉磁場來驅動血泵內永磁體（血泵葉輪部分）的轉動，從而達到無接觸驅動。

外磁場驅動軸流式血泵系統(tǒng)吸取并融合了機械心臟瓣膜和“軸流式”血泵的結構特點，確定了動脈腔 內的“葉輪-永磁轉子體”結構設計及植入方法，從而大大簡化了植入部分的結構。血泵系統(tǒng)腔內部分的工作原理采用了與軸流泵葉輪相同的機制，而驅動力的產生則通過體外可控交變磁場穿透人體和主動脈壁來驅動動脈腔內的“葉輪-永磁轉子體”，以實現(xiàn)非接觸式動力傳遞，從而避免了密封，滲漏以有人體排異性等一系列傳統(tǒng)泵結構難以克服的工程和醫(yī)學上的困難。該方案將產生交變驅動磁場 的“定子”置于體外，故應通過傳感器采集相應的人體自身信號和周圍環(huán)境信號，并在驅動控制裝置的控制下，通過適當?shù)慕蛔兇艌鱿蝮w內傳遞給渦輪的葉輪。在驅動力的持續(xù)帶動下，血泵可不斷將血液由左心室腔提升到主動脈腔，以達到心臟輔助的目的。其工作原理示意圖如圖1所示。

1.2 交變磁場的產生方法

交變磁場的產生采用勵磁線圈驅動法，它利用電機的工作原理將徑向充磁的永磁轉子作為電機的轉子，在永磁體外按90o方向纏繞兩組線圈，通過可變頻脈沖電路分時驅動不同的線圈組，以達到驅動永磁轉子轉動的目的。其系統(tǒng)工作原理示意圖如圖.

2 驅動電路設計

2.1驅動電路結構原理

血泵驅動電路包括占空比為50%的方波形成電路、雙向勵磁電流驅動電路以及雙向勵磁電流功放輸出電路等，其電路結構如圖3所示。

2.2 方波形成電路[3]

方波形成電路由555振蕩器構成。圖4是由555構成多諧振蕩器來產生方波脈沖的電路圖。圖中當R1=R2，C=10μF時，其占空比為50%。

2.3 雙向勵磁電流電路

該血泵驅動電路采用單電源供電方式，從而避免了實際應用中采用多電源所帶來的方便，并大大簡化了驅動電路的設計。占空比為50%的方波經(jīng)過4013觸發(fā)器分頻可實現(xiàn)兩組線圈作用時間的均勻分配，雙向勵磁電流驅動電路是血泵驅動系統(tǒng)的關鍵部分，它將一路方波電壓變成具有差分功能的控制電壓，這兩路控制電壓就是產生雙向勵磁電流的驅動電壓。圖5給出了雙向勵磁電流驅動部分的電路原理圖以及電路中各點的電壓波形。

通過圖5中電阻和電容組成的延時積分電路可防止b、c點輸出電壓波形中出現(xiàn)毛刺。將b、c兩點的電壓波形同時加到兩個具有倒相功能的電流功放中進行V/I變換，就可以在繞阻線圈中得到圖2所示的雙向勵磁電流。

2.4 功率放大電路[4]

功率放大器電路原理圖如圖6所示。該放大器由LF347和OPA552及一些電阻組成。其中LF347與R1、R2、R3、R4、R5構成差動輸入減法運算放大器，放大倍數(shù)K1=R2/R1Uo= - 2（U1-U2）。OPA552與R6、R7、R8、RW1構成了功率放大電路，其放大倍數(shù)K2可調，K2=（R7 RW1）/R6。該功率放大電路的總放大倍數(shù)為K=K1K2，放大器輸出電壓為：

Uout=K(U1-U2)

其中：K為增益，Uout是加在電動機兩端的電樞電壓。實際上，當U。為正值時，電機正轉，當U。為負值時，電機反轉。LF347和OPA552分別由±12V和±24V電源供電。

3 實驗

為檢驗交變磁場產生方法和驅動電路的可行性，筆者制作了驅動磁場發(fā)生裝置，并對其進行了實驗測試。其實驗系統(tǒng)框圖如圖7所示。其中，轉子由高強度磁能極稀土永磁材料制成，它有

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