醫用射流錐直型噴嘴流動特性仿真研究

(1.中國礦業大學 管理學院，江蘇 徐州 221116； 2.哈爾濱工業大學 機電工程學院，黑龍江 哈爾濱 150000)

引言

水刀是利用高壓水射流進行冷態切割的設備，最先被應用于工業領域，主要用于切割金屬、礦石等材料，直到1990年才真正用于臨床手術。醫用射流的工作原理與工業水刀類似，即使用壓力裝置將無菌生理鹽水泵出，經過導管到達操作手柄，通過手柄上的細小噴嘴噴出，產生局部高壓以切割組織。采用醫用射流進行臨床手術可對不同強度和韌性的組織結構進行選擇性切割和精細分離，使得人體特定組織得到最大程度的保護；由于術后出血量少，患者恢復較快，故采用醫用射流進行手術有傳統手術方式不可比擬的優勢。

目前我國關于醫用水刀的研究尚處于初步階段，成熟產品主要依賴于進口。醫用射流工作壓力遠低于工業水刀，且由于人體不同組織所能承受的最大壓力不同，進行不同類型手術的醫用射流所需射流壓力也不同，德國ERBE公司通過臨床試驗總結的多種臨床手術所需噴射水流的壓力值范圍為0.8～6 MPa[1-2]。

1 醫用水刀噴嘴研究現狀分析

手術噴嘴的設計是醫用水刀的核心部分，醫用射流所需求的壓力與工業水刀高達上百兆帕的壓力相比要低得多。雖然我國有工業水刀的開發經驗，然而對于醫用射流的手術噴嘴卻有著與工業水刀噴嘴截然不同的功能要求。

第一，射流水柱較細，目前比較成熟的醫用射流如ERBE2采用的是0.12 mm的射流孔； 第二，醫用射流噴嘴整體結構體積較小；第三，射流能量集中，盡量降低射流過程能量損失。簡言之，就是說醫用水刀噴嘴應滿足性能優良、控制可靠、重量輕、尺寸小、操作靈活方便、易于消毒等條件。

趙雪巍[3]設計了針型醫用射流噴嘴，根據流體能量損失、流速、流量與槍體結構的關系，設置射流部分參數，并通過在槍體內加過濾網、可更換堵塞的射流管、可調節的握柄，管嘴出流方式提高水刀噴嘴可靠性。

TOBIAS等[4]研究了一種混合型的醫用射流，其兼有水刀和針刀的功能，用于內鏡黏膜下層剝離手術。

這種水刀在原有金屬手術刀的基礎上增加了射流水刀，但仍未對水刀噴嘴進行技術研究。

2009年中國人民解放軍軍事醫學科學院衛生裝備研究所[5]率先研制出了國內第一代樣機，該樣機分析水射流噴嘴直徑、靶距、沖擊角度、噴嘴橫移速度以及水射流噴射壓力設計一種平頂型式噴嘴，實現了水刀在高壓時對組織進行切割，低壓時對創面清洗，但該水刀噴嘴用于高壓組織切割時效果不理想。

現有的醫用射流研究處于世界領先地位的是德國ERBE公司生產的ERBEJET 2。臨床實踐證明其可以將柔軟的組織分離，同時保留神經、血管等重要組織結構，主要應用于肝臟手術中。

本研究背景為腹腔手術中醫用水刀的應用。腹腔手術中醫用水刀主要用來切割肝臟組織和腎臟組織，它的壓力要求為2.0～3.5 MPa。通過Fluent仿真分析研究了不同噴嘴結構、不同壓力下的醫用水刀流場壓力場和速度場分布特性，旨在為醫用水刀的設計和醫用水刀壓力的選擇提供指導和理論依據。

2 醫用射流噴嘴結構設計

醫用射流噴嘴的設計中，醫用水刀的噴嘴設計尤其重要，本研究設計的醫用水刀主要實現在腔鏡手中水射流對組織的切割分離功能，需水射流能量較為集中，沖擊作用明顯。從噴射的水束狀態上，不同類型的噴嘴會得到不同的水束狀態，進而產生不同的射流效果。根據水射流實際切割能力，結合工業水刀有關資料[6]，目前射流噴嘴結構主要有平頂型噴嘴和錐直型噴嘴兩種，其結構示意圖如圖1所示。

圖1 兩種噴嘴結構示意圖

兩種噴嘴相關參數設置如表1所示。

表1 不同類別手術所需噴射水流壓力值范圍

噴嘴數值模擬采用Fluent軟件，其可以針對不同狀況下的流體流動情況設置不同離散方法和數值計算方法，較為準確的對流體域進行流場分析[7-8]。

對流體域內采用結構化網格劃分，湍流模型采用系統設置的k-ε模型；入口設置為壓力入口，壓力分別設置為幾組典型壓力，出口壓力設置為大氣壓；求解器采用非耦合隱式求解，其他均保持默認設置。圖2為兩種類型噴嘴在入口壓力為5 MPa時動壓等值線云圖。

圖2 平頂型噴嘴與錐直型噴嘴動壓等值線圖

從圖2中可以看出，由于噴嘴結構不同，流體內部產生的壓力等值線不同；平頂型噴嘴由于流道內徑急劇收縮，局部阻力較大，生理鹽水壓力能損失較大，壓力下降較快；錐直型噴嘴有一段收縮角為18°的收縮段，流體進入收縮段后產生收縮現象，原始壓力平穩增大，且當射流進入圓柱段后動壓較為平穩，軸向射流速度較大。圖3為兩種噴嘴在圓柱段動壓對比曲線圖。

圖3 平頂型噴嘴與錐直型噴嘴動壓對比圖

對于不同的入口壓力，平頂型噴嘴與錐直型噴嘴最大誤差為13.25%和7.2%，而且錐直型噴嘴可以較好的跟隨入口壓力值變化，綜上所述，具有收縮段和圓柱段的錐直型噴嘴更適合做醫用射流的射流噴嘴。

醫用射流在實際使用中，主要是利用高速射流產生的液體動壓對組織進行切割。由于水流速度不同，因此可以在手術中有選擇的切割實質組織而使血管、膽管、淋巴管及神經等特定組織得到最大的保護。故在醫用射流設計中，應著重研究射流能量損失及其發散角。基于以上要求對噴嘴主要參數進行設計計算。

根據以往設計，取噴嘴內徑d=0.2 mm，噴嘴面積Ac：

式中，d為噴嘴內徑，mm；Ac為噴嘴過流面積，m2。

根據前蘇聯學者GPNioov[9-15]提出的錐直型形噴嘴設計原則：過渡段長度/噴嘴直徑為2～4，本設計取長徑比比值為4；過渡段長度L=0.2×4=0.8 mm。針對錐直型噴嘴以噴嘴入口壓力為5 MPa，通過對不同錐角進行Fluent仿真，得到速度云圖如圖4所示。

以上9個速度云圖，是噴嘴入口壓力在5 MPa時，噴嘴錐角為5°～45°，依次以5°為增幅遞增所得的速度云圖。通過上圖分析發現，當錐直型噴嘴錐角過大或者過小時，速度下降較快射流發散角較大，生理鹽水能量損失較大。

圖5是不同錐角下射流軸線上動壓變化曲線圖，研究發現，動壓在射流軸線上有一個衰減過程，并且隨著過渡錐角的增大，動壓逐漸減小，但在15°到30°變化時，動壓相差下降幅度較小。

圖4 不同錐角下速度等值線圖

圖5 不同錐角下射流軸線上動壓變化曲線圖

圖6是不同錐角下的射流徑向速度變化曲線，即不同錐角下的射流速度在y軸截面上的速度分布情況。

圖6 不同錐角下射流徑向速度變化圖

本研究還得到射流出口隨錐角角度變化圖，如圖7所示。

圖7 出口速度隨錐角變化曲線

分析以上3圖可以知道：圖5可發現射流軸線上動壓變化情況相似，均是在噴嘴出口動壓變換不大，當射流距離噴嘴出口5 mm左右，進行較大幅度的衰減，但整體趨勢并未因錐角改變而產生很大變化；圖6可知射流軸線上的速度變化整體呈正態分布型曲線分布形式，且隨角度增加分布函數的標準值增大，但當噴嘴錐角為30°時，標準值相對較小表明動壓波動相對最為穩定；圖7是噴嘴出口速度隨錐角變化的擬合曲線，通過曲線可以得出射流在噴嘴出口速度隨著錐角的增大而降低，但當噴嘴錐角為30°時，射流速度離散在曲線外出現較為明顯的增加。通過以上信息交叉對比發現，錐直型噴嘴的錐角為30°時，噴嘴射流動壓最為穩定，且能量損失少，故選定噴嘴錐角為30°。

綜上，本設計醫用射流噴嘴結構為噴嘴直徑為0.2 mm，長徑比為4，過渡段長度為0.8 mm，噴嘴錐角為30°。

3 醫用射流噴嘴仿真分析

基于上述噴嘴模型進行Fluent仿真，依次設置壓力為0.8，1，2，3，4，5 MPa下噴嘴射流的速度等值線圖，如圖8所示。

圖8 不同壓力下噴嘴速度等值線圖

通過以上Fluent仿真分析得到該設計噴嘴軸線速度隨壓力入口變化曲線如圖9所示。

圖9 不同壓力下噴嘴軸線動壓變化曲線圖

通過圖9可知隨著手術所需壓力不同，噴嘴射流動壓不同，且動壓損失起始點距噴嘴口的距離也不同，故針對不同手術，本醫用射流應切換不同噴桿，以保證水刀與手術位置有足夠動壓。

對設計的噴嘴進行仿真，得到該噴嘴出口水流速度隨壓力變化擬合曲線，如圖10所示。

圖10 噴嘴出口速度隨壓力變化曲線

圖8是不同壓力下噴嘴速度等值線圖，觀察圖8可以看到射流高速區域隨壓力增加逐漸增大，結合圖9和圖10可以看出，噴嘴出口速度隨壓力增大而增大，并且隨著入口壓力增大射流速度增大變緩，流體沿程損失增加，速度增長率逐漸減小，反映在圖10 中就是射流出口速度隨入口壓力增加整體隨著壓力增加函數斜率降低，增長曲線趨于平緩。該仿真結果表明，為獲得良好的使用性能，水刀入口壓力在允許范圍內應盡量選取較高壓力，此時高速流區域較大，水刀能量較為集中。

4 結論

(1) 射流出口速度曲線圖表明射流出口速度隨錐角增大逐漸增大，但當錐角為30°時射流能量更為集中，穩定性更好；結合原本已有的設計與理論基礎得到醫用射流噴嘴的最優結構，該方案設計的醫用噴嘴可以提供極細的工作水射流，從而完成對組織的切割；

(2) 從本方案設計的不同壓力下的醫用射流噴嘴流場仿真結果中可以看出：射流高速區域隨壓力增加逐漸增大，在允許范圍內選取較高的入口壓力可以提高水刀性能，能更好完成手術任務。