田童 簡獻(xiàn)忠

（上海理工大學(xué)光電信息與計算機(jī)工程學(xué)院，上海 200093）

無針注射就是借助特殊結(jié)構(gòu)的注射管，將帶有藥液的氣液混合物加速至超音速，透過皮膚毛孔進(jìn)入人體皮膚表層內(nèi)部［1，2］。區(qū)別于針頭注射，無針注射將藥液打散成顆粒狀，并以一定的擴(kuò)散角度在皮下擴(kuò)散。無針注射可以增大作用面積，提高藥液吸收的效率。

為了推廣無針注射，國內(nèi)外學(xué)者進(jìn)行了大量的研究。馬春明［3］等對比研究了有針和無針注射對皮膚的影響，發(fā)現(xiàn)無針注射可以有效減輕長期注射的局部反應(yīng)；張鐵民［4］等對壓電式無針注射器噴嘴進(jìn)行射流分析，發(fā)現(xiàn)30°收縮角、0.20mm中部圓柱的錐形噴嘴射流特性最佳；肖毅［5］等研究了0.10mm表皮厚度和100～340μm噴嘴口徑下射流穿透表皮的臨界初始速度和滯止壓力，發(fā)現(xiàn)初始速度112.69m／s和滯止壓力6.36MPa下能實現(xiàn)穿透，但數(shù)值因人而異。

該文研究的無針注射器的內(nèi)部結(jié)構(gòu)類似“拉瓦爾噴管”［6］。達(dá)到臨界壓比時，氣流受到壓力的作用，在喉部達(dá)到音速，并與藥液混合進(jìn)入擴(kuò)散段，此時的氣液混合物會加速至超音速。

通過建立數(shù)學(xué)流體力學(xué)模型，借助CFD工具，對研究的注射器進(jìn)行了數(shù)值模擬，并進(jìn)行了實驗［7］。數(shù)值模擬和大量實驗結(jié)果表明：當(dāng)壓力達(dá)到120～150psi時，擴(kuò)散段為超音速，出口流速為490～535m／s，且均勻分布。當(dāng)有藥液注射時，壓力120psi出口流速能穩(wěn)定在310m／s，沖擊力為0.2N。

1 建模與控制方程

1.1 模型與網(wǎng)格劃分

對注射器內(nèi)部結(jié)構(gòu)進(jìn)行了建模和網(wǎng)格劃分，如圖1所示。在喉部處有一個直徑1mm的圓孔，藥液通過該孔與氣流混合。

圖1 噴管模型的網(wǎng)格劃分

由于“結(jié)構(gòu)化網(wǎng)格”具有計算量小、網(wǎng)格質(zhì)量高、收斂能力強(qiáng)等諸多優(yōu)勢，因此采用ANSYS ICEM工具，對模型進(jìn)行“結(jié)構(gòu)化網(wǎng)格”劃分，網(wǎng)格總數(shù)量為170000。

分別對管內(nèi)有藥液和無藥液進(jìn)行數(shù)值模擬，邊界條件如表1所示。其中，無藥液模擬了入口壓力從15～170psi注射器內(nèi)的變化過程，以觀察不同壓力條件下注射器出口處的速度變化及特性。少許藥液條件模擬高壓（120psi）注射藥液到皮膚的流動過程。

表1 邊界條件

1.2 控制方程

由于藥液在氣液混合物中占比極少，故假定混合物為理想氣體。又由于注射時間很短（僅幾十毫秒），因此，注射過程假設(shè)為可壓縮氣體的定常流動。

柱坐標(biāo)下可壓縮氣體定常流動的連續(xù)性方程為：

式中：ur、uθ、uz分別為徑向、周向和軸向方向的流速。

若不計質(zhì)量力，柱坐標(biāo)下可壓縮粘性流體定常流動的N－S方程組為［8］：

其中：τrr、τθθ、τzz、τrθ、τzr、τθz為正向和切向應(yīng)力，其與變形率的關(guān)系如下：

μ為喉部處空氣的動力粘度。

式（1）、式（2）共5個變量，因此引入能量方程和氣體狀態(tài)方程令方程組封閉：

式中：T為溫度；cv為空氣比熱容；R為空氣氣體常數(shù)；k為空氣導(dǎo)入系數(shù)。

2 單氣相流

2.1 仿真模擬

圖2為無藥液條件，入口壓力在15～170psi的增長過程中，根據(jù)速度變化繪制的注射器縱剖面速度云圖。由速度云圖可見，當(dāng)入口壓力為15psi，氣體受進(jìn)出口壓差推動，經(jīng)由放縮段并在喉部位置達(dá)到速度最大值0.39mach（134.08m／s），之后逐步下降，擴(kuò)散段受到氣體粘性和管壁阻力的影響呈現(xiàn)“中間快，邊緣慢”的速度分布，管內(nèi)氣流整體處于亞音速。當(dāng)入口壓力為90psi，進(jìn)出口壓比達(dá)到臨界壓比，喉部速度為當(dāng)?shù)匾羲?，?mach（340m／s）。此時，粘性和管壁阻力影響減小，擴(kuò)散段加速至超音速，出口位置產(chǎn)生圖3中a所示激波，氣體穿過激波時速度值會梯度式下降且分布紊亂，出口截面速度均值為0.81mach（267m／s），低于音速。當(dāng)入口壓力為150psi，激波隨入口壓力的增大沿擴(kuò)散段向外推移，速度分層現(xiàn)象消失且趨于穩(wěn)定，截面速度均值為 1.57mach（534.27m／s）。

圖2 無藥液流動狀態(tài)

圖3 激波位置圖

綜上，擴(kuò)散段加速狀態(tài)產(chǎn)生的激波對出口流速會產(chǎn)生較大幅度影響，增大入口壓力能使激波向管外推移，從而提升出口流速，提高注射強(qiáng)度。結(jié)合數(shù)值計算結(jié)果可知，入口壓力為120～150psi，注射速度能避免激波影響，穩(wěn)定在500m／s左右。為下一步透射儀氣相流實驗提供理論指導(dǎo)。

2.2 實驗測試

實驗流程主要包含進(jìn)氣、注射、測算三個部分。實驗裝置如圖4所示，其中，穩(wěn)壓罐負(fù)責(zé)提供進(jìn)口處壓力，美容槍進(jìn)行氣體的注射，測試臺上的力傳感器收集出口處力的大小，力傳感器貼緊美容槍出口以減少空氣帶來的測算誤差。

圖4 實驗裝置

假設(shè)壓力容器額定容積為5L，空氣的氣體常數(shù)為286.71J／（kg·K），注射時長36ms，以此為基準(zhǔn)參數(shù)進(jìn)行實驗，記錄下壓力值、溫度值并根據(jù)公式算出注射氣體質(zhì)量m，具體公式如下：

其中p為氣體壓力，V為容器容積，R為氣體常數(shù)，T為當(dāng)前的熱力學(xué)溫度。

根據(jù)動量定理可得美容槍出口處的流速：

F為力傳感器數(shù)值，t為注射時長，v為出口流速。

由數(shù)值模擬可知在120～150psi時激波受進(jìn)口壓力增大影響向外推移，對出口流速的影響降低，繼續(xù)增大壓力到160psi、170psi及以上，速度增幅較小，數(shù)值趨于穩(wěn)定。因此，實驗選定120～170psi作為主要壓力區(qū)間進(jìn)行測試，圖5為數(shù)值模擬和實驗測試的數(shù)據(jù)對比折線圖。

圖5 模擬和實驗的數(shù)據(jù)對比

通過對比圖可知，入口壓力達(dá)到120psi及以上，實驗測試和數(shù)值模擬的速度值均呈上升趨勢。實驗中，當(dāng)入口壓力為120psi，注射速度已達(dá)到500m／s，繼續(xù)增大壓力至150psi及以上，注射速度穩(wěn)定在550m／s。綜上可得數(shù)值模擬的結(jié)果是可信的。無藥液條件下，入口壓力提升至120psi即可滿足超音速的注射要求；壓力逐步增大至150psi，速度也會同步上升；當(dāng)壓力超過150psi，出口流速數(shù)值穩(wěn)定，不再隨壓力的增大而顯著提升。

3 氣液混合（多相流）

美容無針注射器的實際作用對象是人體，管內(nèi)藥液經(jīng)超音速被打散成顆粒狀，經(jīng)由人體皮膚這一多孔介質(zhì)進(jìn)入體內(nèi)。實際操作中注射器出口與人體皮膚的距離大致為5mm，因此在距注射器模型出口位置的5mm處設(shè)置墻體。入口壓力選定120psi，確保數(shù)值模擬時藥液從喉部開口處注入，經(jīng)喉部音速氣流推動后能將氣液混合物加速至超音速。

CFD中將物質(zhì)的態(tài)稱為相，該次實驗?zāi)M的是藥液在氣流推動下的流動狀態(tài)，屬于氣－液兩相流，數(shù)值模擬時采用歐拉多相流模型，該模型將不同的相處理成相互貫穿的連續(xù)介質(zhì)，由于一種相所占的體積無法被其他相占有，所以引入相體積率的概念。體積率是時間與空間的連續(xù)函數(shù)，各相的體積率之和為1。選用其中流體體積分?jǐn)?shù)（fluid volume fraction，VOF）模型來計算與時間相關(guān)聯(lián)的解，即瞬態(tài)問題。表達(dá)方程如下：

將整個計算域定為α，假設(shè)流體1的區(qū)域為ɑ，流體2的區(qū)域為b，VOF模型求解計算域中各個網(wǎng)格所含的流體體積量，確定α的值，知曉液面在任意時間的相對位置［9］?；跀?shù)值模擬有時間要求，更改求解器為瞬態(tài)模擬，喉部入口處邊界類型選擇速度入口，假設(shè)速度值為3.54m／s，增設(shè)初始水的體積分?jǐn)?shù)為0；其余邊界類型保持不變，入口壓力值設(shè)定120psi。

注射時間為36ms則共注入藥液0.10ml，完成注入后的速度云圖如圖7所示，由于藥液帶有一定的初速度從喉部注入，對比圖2可見藥液在重力作用下壓迫流通氣流并逐漸變成氣液混合物向外流出，流動過程中氣液混合物逐漸占據(jù)主導(dǎo)地位，產(chǎn)生圖7中斜坡狀的速度分布。同時，受到壓迫的氣體流速發(fā)生顯著上升，融合低速藥液的過程中速度則逐漸降速，至氣液混合物完全成型后速度穩(wěn)定。氣液混合物以10°的擴(kuò)散角從出口處射出，在重力作用下上方的擴(kuò)散范圍略小于下方，擊打到5mm外的墻體上呈類圓形如圖6的打擊面，半徑約為30～35mm。氣液混合物自出口處至墻體位置的速度和力的變化如圖8所示，離開出口后氣液混合物的速度和力持續(xù)下降，在擊打到墻體的過程中，速度由剛離開時的580m／s衰減到310m／s，力緊隨速度變化從2.60N下降至0.20N。

圖6 藥液接覆蓋面

圖7 多相流速度云圖

圖8 出口流速和力

綜上，入口壓力為120psi時注入藥液，隨著氣液混合物的增多流速更加穩(wěn)定。離開注射器后速度和力出現(xiàn)一定程度的下降，擊打到皮膚上呈現(xiàn)不規(guī)則的圓形，與人體皮膚接觸時速度和力的平均值降至310m／s和0.20N。為實際操作中正確、有效的超音速注射提供理論參考。

4 結(jié)論

文中主要研究的美容儀透射儀注射器工作時的流動特性［10］，該注射器內(nèi)部拉瓦爾噴管符合ISP9300［11］標(biāo)準(zhǔn)的圓環(huán)形喉部噴嘴要求，經(jīng)過CFD軟件仿真數(shù)據(jù)和大量實際測量數(shù)據(jù)的比較可得到以下結(jié)論。

（1）單氣相流仿真時，入口壓力低于120psi，由于激波的存在使得氣體穿過后速度大幅下降，出口處流速均值較低且分布不均勻；入口壓力等于120psi時，激波隨壓力增大向管外推移，對流速影響較低，能夠得到相對穩(wěn)定、均勻的超音速流；大于120psi小于等于150psi時，激波逐步消失于管內(nèi)，速度輸出愈加穩(wěn)定；大于150psi時，氣體出口流速增長趨勢平緩。實驗中120～170psi的實測數(shù)據(jù)與模擬所得結(jié)論吻合，超過150psi后速度提升緩慢，因此實際應(yīng)用時120～150psi為適合的入口壓力工況區(qū)間。

（2）加入藥液后，重力作用下，藥液壓迫氣流使之成斜坡狀前進(jìn)，氣液混合物噴出后呈現(xiàn)“上半部分少，下半部分多”的現(xiàn)象。氣流和藥液混合后速度穩(wěn)定且數(shù)值較大，藥液混合物離開注射器后速度和沖擊力持續(xù)衰減，擊打到皮膚上時擴(kuò)散面呈不規(guī)則的圓形，半徑為30～35mm，速度和力分別為310m／s和0.2N。為今后臨床使用的參數(shù)設(shè)置和患者注射時的皮膚狀況提供理論參考。