心力衰竭（心衰）是一種高危險、高發病率的心血管疾病。人工心臟作為心力衰竭的有效治療手段正逐步應用于臨床治療中。血液相容性是人工心臟的重要參數或者指標，而如何通過血流動力學設計與體外溶血實驗對其進行評價是業內的研究熱點。本文首先對人工心臟血流動力學優化以及體外溶血評價方面的研究進展進行綜述，之后介紹團隊在相關領域的研究成果與進展。本文中所優化的血泵，血流動力學性能滿足使用需求，體外溶血實驗獲得的溶血指數小于 0.1 g/100 L，有較好的體外溶血性能。本文所述的優化方法適合于大部分血泵的開發工作，能夠為相關研究工作提供借鑒。
引用本文： 符珉瑞, 高斌, 常宇, 劉有軍. 血流動力學優化在人工心臟設計中的應用. 生物醫學工程學雜志, 2020, 37(6): 1000-1011. doi: 10.7507/1001-5515.202008080 復制
引言
心力衰竭（心衰）是一種全球性的疾病，是各種心血管疾病發展的終末期階段，也是各種心血管疾病的主要致死原因之一。據統計，目前我國心衰患者已經超過 450 萬，發病率超過 0.9%[1]，中重度心衰患者 5 年內因病死亡率為 30%～60%[2]。目前在臨床上心臟移植是治療終末期心力衰竭的主要手段之一，但是受限于心臟供體數量的不足[3]，臨床患者的需求仍有較大的缺口，因而人工心室輔助裝置（ventricular assist device，VAD）逐漸成為治療心衰的主要手段[4]。HeartMate II 是目前臨床中使用最多的人工心室輔助裝置，占據了美國約四分之三的臨床使用量，在全世界范圍內已累計應用超過了 20 000 例[5-6]。DeBakey 人工心室輔助裝置在 7 個國家 14 個心臟中心得到了使用[7-8]。正是由于臨床上對于心室輔助裝置使用的迫切需求，相關的研究已經成為國內外學者的重點研究對象[9]。在國外，研究人員針對 DeBakey、HeartMate、HeartWare 與 Impella 等心室輔助裝置在其外形結構設計、手術實施方案規劃以及制定術后治療和生理恢復策略等方面展開了一系列研究[10-20]。在國內，人工心臟的研究也已經進入快速發展階段。中國醫學科學院阜外醫院胡盛壽團隊研發的 FW-II 型心室輔助裝置于 2011 年獲得臨床試驗許可，成為國內第一個取得臨床試驗資格的心室輔助裝置。蘇州同心醫療器械有限公司的磁懸浮心臟已經進入創新醫療器械特別審批程序，重慶永仁心醫療器械有限公司的 EVAHEART 已經獲得國家藥品監督管理局上市批準。此外，首都醫科大學附屬安貞醫院微型軸流血泵、泰達國際心血管病醫院的磁懸浮血泵、中科院磁懸浮血泵、清華大學中空式軸流血泵、浙江大學液力懸浮式人工血泵以及北京工業大學 BJUT-II 型人工心臟血泵等研究也大多已經在動物實驗上取得了良好的實驗結果[21-28]。
雖然有許多心衰患者受益于人工心室輔助裝置，但是仍然有許多困難需要克服。其中存在的最大問題是血泵在工作中會損傷血液成分，產生血栓、溶血、感染等問題，帶來一系列的臨床并發癥。血栓附著在血泵內部，會改變血泵內原本合理的血液流動，最終導致血泵失效；脫落的栓體會隨著血液輸送到各個器官，可能導致中風以及心臟、肝腎功能的損傷；血泵內產生的肉眼不可見的微栓，會隨著血液輸送到遠端的毛細血管，造成患者功能性毛細血管的損傷[29-35]。此外，患者使用血泵治療的整個期間，需要服用抗凝藥物，并且血泵也會損傷血小板的黏附功能，這些都增加了患者的預后風險[36-37]。
人工心臟的血流動力學特性是導致上述問題的關鍵原因，也是人工心臟相關研究的熱點。血流動力學研究最廣泛的應用，是在制造原型機之前，對新設計的血泵進行性能分析和計算，確定壓力-流量關系和效率能否滿足預期要求。例如，Bounouib 等[38]研究了兩種不同設計的軸向心室輔助裝置的血流動力學性能；Yang 等[39]開發了一種新結構的軸流血泵，血流動力學研究表明其在工作范圍內能夠滿足臨床需求。上述研究雖然獲得了預期的壓力-流量曲線，但是并不能真實反映血泵內部的流動對于血液的破壞，對于改善血泵的血液相容性幫助有限。
隨著計算流體力學技術（computational fluid dynamics，CFD）和計算能力的發展，以及對血泵血流動力學研究的深入，設計者可以借助 CFD 獲得更多的血流動力學信息，例如剪切力分布、速度分布、壓力分布、回流和停滯分布、預測溶血等；也易于做出相應的優化。例如，Burgreen 等[40]對兩種血泵擴壓器結構的流動特征進行了分析，對比分析了擴壓器的速度分布；Untaroiu 等[41]對一種軸流式血泵擴壓器對于血泵整體性能的影響進行了研究；Kang 等[42]詳細分析了軸流血泵的結構特點和相應的流動特征，表明葉尖與泵殼之間狹窄的流道和動靜相互作用區會對血流中的剪應力分布產生不利影響。上述研究都是針對血泵某一個單獨的部件進行分析和優化，并且得到了不錯的結果，但血泵是一個復雜的多參數非線性系統，影響最終使用效果的因素很多，例如壓力-流量曲線、效率、流場分布、血液破壞等。同時之前的研究也表明，影響這些因素的設計指標也有很多，并且相互之間的影響很密切，所以需要多目標優化設計，綜合考慮各方面對于血泵血流動力學性能的影響。例如，Zhu 等[43]設計了一種軸流式血泵，采用遺傳優化算法對擴壓器結構進行了形狀優化，提高了壓頭，減小了葉輪-擴壓器連接區的回流；Ghadimi 等[44]使用元模型輔助遺傳算法同時優化了典型離心血泵的葉輪和蝸殼的幾何形狀；Ghadimi 等[45]還采用人工神經網絡方法優化離心泵，采用溶血指數、效率以及壓升作為優化的指標，結果表明采用多目標優化的方法能夠有效地提高效率，降低溶血指數。
溶血是機械性血液損傷中研究最多的一個方面，也是血泵最受關注的性能之一。目前研究認為溶血的產生是由于紅細胞受到機械性損傷導致細胞膜破裂，從而將血紅蛋白釋放到血漿中，即紅細胞受到的剪切力與暴露時間超過臨界閾值時發生溶血[46]。基于剪切應力和暴露時間的溶血模型主要分為兩大類，一種是基于應變的模型，另一種是冪律模型。冪律模型認為溶血指數與剪切應力和暴露時間之間存在著冪律關系，從而根據大量的實驗數據建立相應的經驗公式，目前在研究中使用最為廣泛[47]。Blackshear 等[48]利用新鮮的狗血，通過將血液暴露在恒定剪切力下的實驗數據進行擬合，得到了第一個溶血模型，如式（1）所示：
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其中 HI 為溶血指數，C、a、b 為模型參數，
為紅細胞所受剪切力，t 為紅細胞暴露在剪切力下的時間，不同冪律溶血模型之間的區別在于模型參數的不同[49-51]。Ding 等[52]研究了剪切力及暴露時間對人類血液和三種常用實驗動物（豬、綿羊和牛）血液的影響，實驗結果表明綿羊的血液更容易受到損傷，豬血和牛血與人類的血液較為類似。
對血泵溶血性能的評價主要有兩種方式。一是利用上述冪律模型，結合血流動力學分析估算血泵的溶血指數。這種估算主要有兩種方法，即歐拉法和拉格朗日法。歐拉法是對溶血模型所在整個流動區域進行積分，通過求解標量運輸方程得到溶血指數；拉格朗日方法是追蹤單個粒子的流動跡線，并對其積分得到溶血指數[47, 53-55]。這種模型估算方式可以用于比較不同血泵之間在溶血指數上的差異[53, 55-56]。但 Zhang 等[51]發現通過上述方法得到的血泵溶血要高于實驗實際值。第二種方式是進行溶血實驗，實際檢驗血泵的溶血性能，也是血泵在進行動物實驗和臨床試驗前必須進行的項目。
血栓生成是血泵血液相容性另一個比較關注的方面，其生成的機制主要是過高的剪切應力激活血小板，隨后在非生理流動狀態下（回流和流動停滯）引起血小板凝聚和凝血酶形成，進而激活的血小板在回流區等易聚集的區域形成凝血和血栓。Chen 等[36]研究了非生理性高剪切應力對血小板糖蛋白Ⅱβ/Ⅲα 體活化和脫落的影響，解釋了植入式醫療設備中血栓生成和出血時間增加的可能原因。Ding 等[57]采用了新型的血液剪切設備，在心血管設備相關的剪切應力和暴露時間范圍內，對相關血小板激活進行了定量表征，推導了基于表面 P 選擇素表達血小板激活的冪律模型。Wang 等[58]用耗散粒子動力學的方法，模擬了流動中剪切損傷引起的血小板凝聚，研究了灌注過程中血栓形成的動力學過程。Consolo 等[59]研究了心血管血液再循環裝置中，血流動力學切應力波形的頻率分量隨時間的變化對整體血小板活化的相對貢獻，研究表明，高頻振蕩是啟動、觸發和產生激活的血小板“血栓前行為”的主要決定因素，即使施加的剪應力很低且暴露時間很短。
本文以課題組研發的主動脈血泵為例，討論血流動力學優化在人工心臟中的應用，以及對未來工作的展望。
1 人工心臟血流動力學優化
1.1 幾何設計及參數化
主動脈血泵設計為放置在主動脈根部和主動脈弓之間的血管內，用以部分輔助心臟做功[60]。主動脈血泵采用體外磁耦合驅動的方式，沒有經皮導線，降低了感染的風險。
主動脈血泵由于預計植入位置的解剖尺寸比較苛刻，需要嚴格限制血泵的尺寸，因而設計工作比較復雜。根據相關主動脈解剖結構的研究，考慮血泵適應患者的范圍，以及課題組之前的研究，血泵設計尺寸為 housing 直徑 24.4 mm，長 40 mm；轉子葉片葉頂間隙 0.2 mm[61-62]。血泵主要部件導頭、葉輪、導尾（擴壓器）的尺寸如圖 1 所示。由于葉輪部分是主要的過流部件和動力部件，這一部分對血泵的血流動力學性能影響最大，因此導頭、導尾部分的尺寸只滿足最低的機械結構（支撐、軸和軸承結構）要求，其余設計空間留給葉輪部分。
圖1
血泵植入位置和幾何尺寸結構
Figure1.
Implant location and geometric structure of blood pump
1.2 CFD 計算控制方程
數值計算采用定常三維不可壓縮流動 N-S 方程，認為血液是不可壓縮的牛頓流體，速度-壓力之間的耦合采用 SIMPLEC 算法。根據流體力學理論，血液的流動滿足質量守恒、動量守恒和能量守恒。
不可壓縮流體的質量守恒方程為：
 |
式中，
、
、
分別為速度沿 
方向的速度矢量。
不可壓縮流體運動方程為：
 |
式中，
為人體的血液密度；
為作用在流體微元上的壓力；
、
、
分別為作用在流體微元上 
、
、
方向上的體力；
為血液的動力學粘度。
湍流的數值模擬方法主要有：直接數值模擬法、雷諾時均方程法、大渦模擬方法以及脫體渦模擬方法。而雷諾時均方程模型又可分為 1 方程模型、2 方程模型、4 方程模型以及多方程模型。目前血泵流場模擬常用的模型是 2 方程模型中的 SST k-ω 模型，使用該模型的流場模擬更符合實驗結果，因而本文采用此湍流模型對血泵內流場進行分析。
SST k-ω 模型的湍動能 k 和比耗散率 ω 的輸運方程表達式如下：
 '/> |
 |
加權函數 F1 的表達式如下：
 |
 '/> |
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1.3 邊界條件
為了便于人工心臟血流動力學相關參數的比較與優化，在數值計算中均采用相同的計算邊界條件與額定工況。血液本身為非牛頓流體，但是在較高的切變率條件下，可以認為血液是牛頓流體，因此，在進行數值模擬的時候將血液視為不可以壓縮的牛頓流體，可以得到比較理想的仿真結果[63]。在正常體溫下，血液粘度為 0.003～0.004 Pa·s，本研究中取 0.003 5 Pa·s，血液密度為 1 050 kg/m3。本文中所優化的人工心臟為部分輔助的主動脈血泵，其標準工況為 6 000 r/min、流量 5 L/min 時，出入口壓升大于 60 mm Hg。入口邊界條件為 0 Pa 壓力入口邊界條件，出口邊界條件為質量流量。
利用國際上流行的商用流體仿真軟件 Fluent 對血泵進行數值仿真模擬，所計算的幾何模型分為三段，包括靜止的導頭、導尾區域和旋轉的葉輪區域，包含有兩個動靜交界面，并且對出口的模型進行了延長。網格采用非結構網格，添加邊界層，總網格數量為 400 萬左右。網格在轉子葉片和動靜交界面處進行了加密。計算前對網格的無關性進行了驗證，當轉速為 6000 r/min、流量 5 L/min 時，400 萬網格和 210 萬網格計算得到的進出口壓差分別比 630 萬網格低 0.54% 和高 6.8%，溶血指數分別高 0.69% 和低 32.4%，故計算選擇 400 萬左右的網格，網格劃分如圖 2 所示。
圖2
劃分為導頭靜止區、葉輪轉動區和導尾靜止區的計算模型
箭頭所示位置為動靜交界面，分別位于導頭葉片后緣和轉子葉片前緣之間以及轉子葉片后緣和導尾葉片前緣之間，并在固壁交界面添加了邊界層，總網格數為 430 萬
Figure2. The calculation model divided into the guide head rest zone, the impeller rotation zone and the guide tail rest zoneThe position shown by the red arrow is the dynamic and static interface, which is located between the trailing edge of the guide blade and the leading edge of the rotor blade, and between the trailing edge of the rotor blade and the leading edge of the guide tail blade, and a boundary layer is added to the interface of the solid wall, and the total number of grids is 4.3 million
葉輪部分計算采用 MRF 模型進行穩態計算，湍流模型采用 SST k-ω 湍流模型，壁面條件采用無滑移固壁邊界，后處理使用 CFD-Post。出口壓力的連續性、殘差和質量流量平衡都作為監視判定求解是否收斂的條件。當出口端壓力穩定，速度殘差低于 1E-3，且出口與入口質量流之差低于出口質量流的 0.01% 時，則認為結果收斂。
1.4 溶血指數與回流率
研究中通常用溶血指數 HI 來衡量溶血，其表達式為：
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式中 HI 為血液流經流場前后紅細胞的破壞指數；Hct 為紅細胞壓積；Hb 為全血的血紅蛋白；
為初始未流經流場時血漿中游離血紅蛋白的濃度；
為流經流場后血漿中游離血紅蛋白的濃度；
為血漿中游離血紅蛋白的增量，用于衡量紅細胞的破壞情況[64]。
本文估算血泵溶血采用的冪律模型，是由 Heuser 和 Opitz 通過將豬血血細胞暴露在均一的剪切力下（小于 700 Pa），擬合和實驗數據得到的如下模型[50]：
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擬合后得到的參數為 C = 1.8 × 10?6，a = 1.191，b = 0.765。
利用上述冪律模型，本文采用 Garon 和 Farinas 建立的拉格朗日方法計算溶血，如式（12）所示，對多條粒子跡線（> 1 000 條）計算后取平均值，作為血泵的溶血指數[53]。
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血泵內部存在的回流在一定程度上會增加溶血，并且由于本研究中血泵的尺寸較短，更容易出現回流，因此將其作為優化目標之一。回流系數 RI 定義為截面入口方向的質量流量與該截面總的質量流量的比值，用于評價回流的程度，如式（13）所示。
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式中 RI 是回流系數，
為截面上從出口流向入口的質量流量，
為同一截面上從入口流向出口方向的質量流量。
1.5 血流動力學優化
對血泵進行多目標的血流動力學優化，需要將血泵的設計參數化，并限定參數范圍。血泵設計的幾何參數為：導頭半徑，轉子葉片高度（1～3 mm），轉子葉片葉型參數（葉片螺距 α1，葉片圈數 β1，葉片螺距 α2，葉片圈數 β2），轉子葉片數目（3～6），導尾葉片數目（3～6），導尾葉片葉型參數（導尾葉片螺距 α3，導尾葉片圈數 β3，導尾葉片螺距 α4，導尾葉片圈數 β4）；血泵的總長和外徑保持不變。血泵優化的目標：① 血泵壓升；② 回流系數；③ HI。
本文對主動脈血泵進行血流動力學優化的流程如圖 3 所示。首先在每個參數的范圍內抽樣，獲得不同參數的組合；根據參數建立相應的 CFD 計算模型；對建立的模型進行血流動力學分析，得到相應優化目標的結果數據；將結果數據返回到多目標優化軟件中去，建立不同優化目標結果與設計幾何參數之間的對應函數；根據上述函數，得到針對不同優化目標的最佳解，也就是對應的設計參數組；對優化結果建立對應的幾何模型，并對其進行 CFD 分析，判斷是否是最優解。
圖3
血流動力學優化流程
Figure3.
The flow chart of optimization
本文中優化計算存在多個優化目標，因此不同于單目標優化存在一個全局最優解，多目標優化得到的是優化解集。對于最優解集中的解，只要有一個目標解優于其他解，就可以作為最優解。
1.6 血流動力學優化結果
通過 Modefrontier，結合 Solidworks、Fluent 搭建優化平臺。通過圖 3 所示優化流程圖，針對不同優化目標，得到有五個解的優化解集。圖 4 為初始模型（A01）和優化解集中的不同解（B01～B05）。
圖4
優化前的幾何模型（A01）與根據優化后參數建立的幾何模型（B01～B05）
Figure4.
The geometric models before optimization (A01) and the geometric models based on the optimized parameters (B01-B05)
對優化后的解建立對應的模型，然后使用 Fluent 進行計算分析，之后利用 CFD-Post 后處理軟件，提取流場內的各個物理量的分布情況，對優化解集進行分析。表 1 為不同血泵的出入口壓差與指定位置的回流系數。由表 1 可知，初始設計 A01 并不能滿足血泵的水力學性能，即在轉速為 6 000 r/min、流量為 5 L/min 左右時，不能達到 60 mm Hg 的壓差要求；而優化后的模型 B01～B05，能夠滿足這一要求。
表1
各模型的出入口壓差與回流系數
Table1.
Pressure difference and reflux of the models
圖 5 為對應血泵子午平面的速度矢量圖。由圖可知，回流區主要出現在導頭前緣、前導葉與轉子葉片前緣之間、轉子葉片后緣和導尾葉片前緣之間，回流系數與上述截面對應。出現回流區的原因是受限于整體尺寸的要求，在滿足轉子葉片設計尺寸的前提下（優先滿足壓差需要），給予導頭的軸向尺寸過小，使得流動變化過快，容易產生回流。A01 的初始設計在導頭的前緣存在一個明顯的回流區，在面積上遠遠大于其他優化后的血泵；B03 的設計在同一位置回流區最小。
圖5
速度矢量分布
回流區主要出現在導頭前緣、前導葉與轉子葉片前緣之間以及轉子葉片后緣和導尾葉片前緣之間
Figure5. Velocity vector distributionthe reflux zone mainly appears in the leading edge of the guide head, between the leading edge of the guide vane and the leading edge of the rotor blade, and between the trailing edge of the rotor blade and the leading edge of the guide tail blade
血泵溶血性能如圖 6 所示，其中 B03 的溶血指數最小，即血泵輸送單位體積的血液時，血漿中增加的游離血紅蛋白最少，被破壞的紅細胞最少。B02 的溶血指數最大，可能的原因是 B02 血泵轉子葉片數目最多，相同轉速下，紅細胞撞上高速轉動的葉片的比率更大，同樣采用 6 個轉子葉片設計的 B05 血泵，溶血指數也略高于其他采用較少轉子葉片數目的設計。此外，葉片的葉型設計是影響血泵溶血性能的重要因素之一，同樣葉片數目和相似輪轂尺寸的 B02 血泵和 B05 血泵，前者的溶血指數大約是后者的 1.3 倍。另外，作為初始設計的 A01 血泵其溶血指數處于中間位置，但由于壓升較低，在達到預計使用工況時，必然需要轉子葉片工作在更高的轉速，這就增加了對血液的損傷，溶血指數也會更高。
圖6
溶血指數
Figure6.
Hemolysis index
血泵的壁面剪切力分布如圖 7 所示。優化前，血泵內高剪切力區域主要分布在葉片前緣，特別是轉子葉片前緣，此外葉片頂端也是高剪切力集中的區域，上述高剪切力的分布與實際經驗相符。優化后，B03 血泵的高剪切力分布的區域是最小的，剪切力的極值也小于其他血泵，轉子葉片頂端的剪切力分布均勻無較大值，這與 B03 血泵的 HI 最小是相符合的。
圖7
壁面剪切力分布
血泵內高剪切力區域主要分布在葉片前緣，特別是轉子葉片前緣，此外葉片頂端也是高剪切力集中的區域
Figure7. Wall shear stress distributionthe high wall shear stress area in the blood pump is mainly distributed in the leading edge of the blade, especially the leading edge of the rotor blade, and the top of the blade is also concentrated in the area of high shear force
2 溶血試驗
2.1 溶血指數
對于血泵，溶血性能是評價其臨床使用安全性的關鍵指標，用于評價血泵對于血液的損傷程度。從臨床相關不良事件反饋來看，目前出現的中風等術后不良反應都與血泵的溶血性能有關[65-66]。同時，經過血流動力學優化的人工心臟，也需要通過溶血試驗對設計方案與優化結果進行驗證。根據血流動力學優化的結果，編號為 B03 和 B04 的解較優，因此將這兩個血泵加工后進行溶血實驗，實物如圖 8b 所示。
圖8
體外溶血實驗
a. 測試回路；b. 血泵實物；c. 實際測試回路
Figure8. Hemolysis test in vitroa. test loop; b. blood pump; c. actual test loop
歸一化溶血指數（normalized index of hemolysis，NIH）是定量衡量不同血泵溶血性能的指標[67-68]，即通過規范化的試驗流程和測量步驟，定量地分析和評價血泵對于血液的破壞程度。一般認為 NIH 的值大于 0.1 g/100 L，則判定血泵出現溶血。美國材料與試驗協會標準 ASTM F1841-97[69]，以及國內醫藥行業推薦標準 YY/T1620-2018《心肺轉流系統連續流血泵紅細胞損傷評價方法》，都對連續流（軸流式和離心式）血泵的溶血測試給出了具體的指導方法，即血泵在給定的工況條件下需經過 6 h 的溶血測試，每小時進行一次血液采樣，最后通過 6 h 測試獲得 NIH 平均值來評價血泵的溶血性能。
2.2 血液要求
血液采集自正常體溫且無明顯疾病特征的動物血液，采集血液前需要禁食 12 h。本實驗采用的血液來自體重 50 kg 左右的實驗用豬，麻醉后使用套管針（14G），經頸部靜脈穿刺采集血液，并采集到含有血液保存液 CP2DA（每 100 mL 血液添加 14 mL 保存液）的標準血液儲存袋中。血液采集過程通過重力作用自然流出。血液從采集到開始使用，所用時間在 10 h 以內，測試前調整血液的紅細胞壓積在（30 ± 2）%，并且保證游離血紅蛋白含量小于 2 mg/dL（保證紅細胞在采集過程中沒有受到破壞），血液使用時在（37 ± 1）℃ 的水浴下升溫至生理溫度。本研究所用豬血來自于北京實創世紀小型豬養殖基地（實驗動物使用許可證號 SYXK（京）2018-0040，實驗動物生產許可證號 SCXK（京）2018-0011）。
2.3 試驗回路及工作條件
測試回路包括一根總長為 2 m、內徑為 9.5 mm 的聚氯乙烯管道，儲血腔為改造后的標準血袋，兩個壓力傳感器分別位于血泵的出口和入口，阻尼閥位于血泵出口處的壓力傳感器下游，流量傳感器和溫度傳感器位于管路的合適位置。整個測試回路如圖 8 所示。測試時血泵的流量為（5 ± 0.25）L/min，循環血液溫度為（37 ± 1）℃，出入口壓差為（60 ± 10）mm Hg，整個回路循環血量為（500 ± 5）mL［標準中建議循環血量為（450 ± 50）mL］。
2.4 實驗流程
實驗前先用 PBS 緩沖溶液浸潤整個測試回路，并讓血泵在低速狀態下運轉 10 min，充分浸潤。之后清空測試回路中的緩沖溶液。血液緩慢加熱到 37℃，通過重力作用經過三通管灌入到測試回路中，并排空回路中出現的氣泡。調整血泵轉速和阻尼閥，將其調整到待測的實驗條件。待血泵在測試條件下運轉 5 min 左右，并且回路中的氣泡排除干凈后，通過血袋上的采樣口采集第一個血樣，作為 0 時間點的血樣。
整個測試周期為 6 h，在采集第一個血樣之后，每隔 1 h 采樣一次，共計 7 個血樣。為了保證實驗采樣的準確性，在每次采集實驗血樣前，排出采集口附近的 2 mL 的血樣，以排除采樣血液中可能含有滯留在采樣口附近的血液，影響最后的測試結果。之后采集 1.5 mL 血液放入離心管中，3 000 r/min 離心 8 min 后取上清液（北京大龍，D2012 plus），用于測量血漿中的游離血紅蛋白。
2.5 游離血紅蛋白測量
游離血紅蛋白的測量有多種方法，本文中采用的是衛生行業推薦標準 WS/T 341-2001《血紅蛋白測定參考方法》。血紅蛋白分子中的亞鐵離子（Fe2+）在溶液中被高鐵氰化鉀氧化成高鐵離子（Fe3+），形成高鐵血紅蛋白（Hi），其后又與氰離子（CN—）反應生成氰化高鐵血紅蛋白（NiCN），NiCN 在波長 540 nm 處有最大吸收峰，NiCN 吸光度嚴格遵循朗伯-比爾定律，即 NiCN 在波長 540 nm 的吸光度值與 NiCN 濃度成正比，血紅蛋白濃度可由分光光度計所測定的吸光度值計算得出。
血紅蛋白濃度計算公式見式（14）：
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式中，c 為血紅蛋白的濃度（單位為 g/L）；
為 NiCN 溶液在 540 nm 時的吸光度；16 114.5 為血紅蛋白單體的相對分子質量（4 個單體組成的血紅蛋白的相對分子質量為 64 458）；F 為試樣的稀釋倍數；11.0 為 NiCH 溶液在 540 nm 時的 1/4 毫摩爾消光系數；d 為分光光度計的光徑，為 1.000 cm；1 000 為將毫克轉換為克的倍數。
2.6 實驗結果
NIH 的計算公式見式（15）：
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式中 NIH 為標準溶血指數（單位為 g/100 L）；
為在采樣時間的間隔內，血漿游離血紅蛋白濃度的增加量（單位為 g/L）；V 為測試循環回路的血量（單位為 L）；Q 為流量（單位為 L/min）；Hct 為紅細胞壓積（%）；T 為采樣的時間間隔（單位為 min）。
根據實驗結果，計算得到了相應的 NIH。編號為 B03 的血泵，NIH 為 0.017 0 g/100 L；編號為 B04 的血泵，NIH 為 0.039 0 g/100 L。
3 結論與展望
人工心臟在經過血流動力學優化后，各方面的性能都有顯著的改善，極大地豐富了進入臨床應用的血泵種類。目前，在國外 VAD 已經逐漸成為終末期心衰的常規治療手段，不僅能夠作為心臟移植的橋梁，而且也能作為永久的治療方法對患者進行長期的輔助支持，甚至是用于中度心衰患者心功能恢復的治療[70]。Kirklin[71]在其報道中提出，目前使用恒流式心室輔助裝置的心衰患者 1 年存活率能夠達到 82%，2 年存活率能夠達到 74%，基本上已經和典型的心臟移植手術具有相同的存活率。
此外，血流動力學優化還廣泛應用于體外膜肺氧合（extracorporeal membrane oxygenation，ECMO）系統，增加了其在臨床中的使用。全美約 70% 的肺移植患者需要接受 ECMO 治療，同時每年通過 ECMO 來治療難治性心源性休克疾病的案例數量也在逐步增加。2017 年中國體外循環分會發布的 2016 年中國心臟外科和體外循環數據白皮書中的數據統計結果顯示，截止到 2016 年我國開展 ECMO 的數量達到了 1 234 例，年增幅率達到了 26.7%[72]。
血流動力學研究在人工心臟的開發上還有許多需要深入探索的地方。例如，血栓生成是人工心臟中比較多發的問題，但是沒有比較完善的血栓生成模型，利用相應模型對血泵內血栓生成進行分析模擬的方法還不完善；對血泵中紅細胞的亞損傷進行分析與建模還沒有足夠深入的研究；CFD 計算獲得的溶血指數與實驗獲得的溶血指數（NIH）之間如何進行對應也是一個值得深入研究的問題[30, 73]。此外，開展血泵溶血指數的微量快速測試分析技術，提高溶血實驗的精度也是今后需要進一步研究的內容[74]。
相較于國外，國內有更多的心衰患者亟待心臟移植，心臟供體也更加缺乏，因此對國產人工心臟有著更為迫切的需求。隨著血流動力學分析與優化的方法更加豐富和完善，它在人工心臟的研發與應用過程中將會扮演越來越重要的角色，為國產人工心臟的發展提供更為有力的支持。
利益沖突聲明：本文全體作者均聲明不存在利益沖突。
引言
心力衰竭（心衰）是一種全球性的疾病，是各種心血管疾病發展的終末期階段，也是各種心血管疾病的主要致死原因之一。據統計，目前我國心衰患者已經超過 450 萬，發病率超過 0.9%[1]，中重度心衰患者 5 年內因病死亡率為 30%～60%[2]。目前在臨床上心臟移植是治療終末期心力衰竭的主要手段之一，但是受限于心臟供體數量的不足[3]，臨床患者的需求仍有較大的缺口，因而人工心室輔助裝置（ventricular assist device，VAD）逐漸成為治療心衰的主要手段[4]。HeartMate II 是目前臨床中使用最多的人工心室輔助裝置，占據了美國約四分之三的臨床使用量，在全世界范圍內已累計應用超過了 20 000 例[5-6]。DeBakey 人工心室輔助裝置在 7 個國家 14 個心臟中心得到了使用[7-8]。正是由于臨床上對于心室輔助裝置使用的迫切需求，相關的研究已經成為國內外學者的重點研究對象[9]。在國外，研究人員針對 DeBakey、HeartMate、HeartWare 與 Impella 等心室輔助裝置在其外形結構設計、手術實施方案規劃以及制定術后治療和生理恢復策略等方面展開了一系列研究[10-20]。在國內，人工心臟的研究也已經進入快速發展階段。中國醫學科學院阜外醫院胡盛壽團隊研發的 FW-II 型心室輔助裝置于 2011 年獲得臨床試驗許可，成為國內第一個取得臨床試驗資格的心室輔助裝置。蘇州同心醫療器械有限公司的磁懸浮心臟已經進入創新醫療器械特別審批程序，重慶永仁心醫療器械有限公司的 EVAHEART 已經獲得國家藥品監督管理局上市批準。此外，首都醫科大學附屬安貞醫院微型軸流血泵、泰達國際心血管病醫院的磁懸浮血泵、中科院磁懸浮血泵、清華大學中空式軸流血泵、浙江大學液力懸浮式人工血泵以及北京工業大學 BJUT-II 型人工心臟血泵等研究也大多已經在動物實驗上取得了良好的實驗結果[21-28]。
雖然有許多心衰患者受益于人工心室輔助裝置，但是仍然有許多困難需要克服。其中存在的最大問題是血泵在工作中會損傷血液成分，產生血栓、溶血、感染等問題，帶來一系列的臨床并發癥。血栓附著在血泵內部，會改變血泵內原本合理的血液流動，最終導致血泵失效；脫落的栓體會隨著血液輸送到各個器官，可能導致中風以及心臟、肝腎功能的損傷；血泵內產生的肉眼不可見的微栓，會隨著血液輸送到遠端的毛細血管，造成患者功能性毛細血管的損傷[29-35]。此外，患者使用血泵治療的整個期間，需要服用抗凝藥物，并且血泵也會損傷血小板的黏附功能，這些都增加了患者的預后風險[36-37]。
人工心臟的血流動力學特性是導致上述問題的關鍵原因，也是人工心臟相關研究的熱點。血流動力學研究最廣泛的應用，是在制造原型機之前，對新設計的血泵進行性能分析和計算，確定壓力-流量關系和效率能否滿足預期要求。例如，Bounouib 等[38]研究了兩種不同設計的軸向心室輔助裝置的血流動力學性能；Yang 等[39]開發了一種新結構的軸流血泵，血流動力學研究表明其在工作范圍內能夠滿足臨床需求。上述研究雖然獲得了預期的壓力-流量曲線，但是并不能真實反映血泵內部的流動對于血液的破壞，對于改善血泵的血液相容性幫助有限。
隨著計算流體力學技術（computational fluid dynamics，CFD）和計算能力的發展，以及對血泵血流動力學研究的深入，設計者可以借助 CFD 獲得更多的血流動力學信息，例如剪切力分布、速度分布、壓力分布、回流和停滯分布、預測溶血等；也易于做出相應的優化。例如，Burgreen 等[40]對兩種血泵擴壓器結構的流動特征進行了分析，對比分析了擴壓器的速度分布；Untaroiu 等[41]對一種軸流式血泵擴壓器對于血泵整體性能的影響進行了研究；Kang 等[42]詳細分析了軸流血泵的結構特點和相應的流動特征，表明葉尖與泵殼之間狹窄的流道和動靜相互作用區會對血流中的剪應力分布產生不利影響。上述研究都是針對血泵某一個單獨的部件進行分析和優化，并且得到了不錯的結果，但血泵是一個復雜的多參數非線性系統，影響最終使用效果的因素很多，例如壓力-流量曲線、效率、流場分布、血液破壞等。同時之前的研究也表明，影響這些因素的設計指標也有很多，并且相互之間的影響很密切，所以需要多目標優化設計，綜合考慮各方面對于血泵血流動力學性能的影響。例如，Zhu 等[43]設計了一種軸流式血泵，采用遺傳優化算法對擴壓器結構進行了形狀優化，提高了壓頭，減小了葉輪-擴壓器連接區的回流；Ghadimi 等[44]使用元模型輔助遺傳算法同時優化了典型離心血泵的葉輪和蝸殼的幾何形狀；Ghadimi 等[45]還采用人工神經網絡方法優化離心泵，采用溶血指數、效率以及壓升作為優化的指標，結果表明采用多目標優化的方法能夠有效地提高效率，降低溶血指數。
溶血是機械性血液損傷中研究最多的一個方面，也是血泵最受關注的性能之一。目前研究認為溶血的產生是由于紅細胞受到機械性損傷導致細胞膜破裂，從而將血紅蛋白釋放到血漿中，即紅細胞受到的剪切力與暴露時間超過臨界閾值時發生溶血[46]。基于剪切應力和暴露時間的溶血模型主要分為兩大類，一種是基于應變的模型，另一種是冪律模型。冪律模型認為溶血指數與剪切應力和暴露時間之間存在著冪律關系，從而根據大量的實驗數據建立相應的經驗公式，目前在研究中使用最為廣泛[47]。Blackshear 等[48]利用新鮮的狗血，通過將血液暴露在恒定剪切力下的實驗數據進行擬合，得到了第一個溶血模型，如式（1）所示：
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其中 HI 為溶血指數，C、a、b 為模型參數， 為紅細胞所受剪切力，t 為紅細胞暴露在剪切力下的時間，不同冪律溶血模型之間的區別在于模型參數的不同[49-51]。Ding 等[52]研究了剪切力及暴露時間對人類血液和三種常用實驗動物（豬、綿羊和牛）血液的影響，實驗結果表明綿羊的血液更容易受到損傷，豬血和牛血與人類的血液較為類似。
對血泵溶血性能的評價主要有兩種方式。一是利用上述冪律模型，結合血流動力學分析估算血泵的溶血指數。這種估算主要有兩種方法，即歐拉法和拉格朗日法。歐拉法是對溶血模型所在整個流動區域進行積分，通過求解標量運輸方程得到溶血指數；拉格朗日方法是追蹤單個粒子的流動跡線，并對其積分得到溶血指數[47, 53-55]。這種模型估算方式可以用于比較不同血泵之間在溶血指數上的差異[53, 55-56]。但 Zhang 等[51]發現通過上述方法得到的血泵溶血要高于實驗實際值。第二種方式是進行溶血實驗，實際檢驗血泵的溶血性能，也是血泵在進行動物實驗和臨床試驗前必須進行的項目。
血栓生成是血泵血液相容性另一個比較關注的方面，其生成的機制主要是過高的剪切應力激活血小板，隨后在非生理流動狀態下（回流和流動停滯）引起血小板凝聚和凝血酶形成，進而激活的血小板在回流區等易聚集的區域形成凝血和血栓。Chen 等[36]研究了非生理性高剪切應力對血小板糖蛋白Ⅱβ/Ⅲα 體活化和脫落的影響，解釋了植入式醫療設備中血栓生成和出血時間增加的可能原因。Ding 等[57]采用了新型的血液剪切設備，在心血管設備相關的剪切應力和暴露時間范圍內，對相關血小板激活進行了定量表征，推導了基于表面 P 選擇素表達血小板激活的冪律模型。Wang 等[58]用耗散粒子動力學的方法，模擬了流動中剪切損傷引起的血小板凝聚，研究了灌注過程中血栓形成的動力學過程。Consolo 等[59]研究了心血管血液再循環裝置中，血流動力學切應力波形的頻率分量隨時間的變化對整體血小板活化的相對貢獻，研究表明，高頻振蕩是啟動、觸發和產生激活的血小板“血栓前行為”的主要決定因素，即使施加的剪應力很低且暴露時間很短。
本文以課題組研發的主動脈血泵為例，討論血流動力學優化在人工心臟中的應用，以及對未來工作的展望。
1 人工心臟血流動力學優化
1.1 幾何設計及參數化
主動脈血泵設計為放置在主動脈根部和主動脈弓之間的血管內，用以部分輔助心臟做功[60]。主動脈血泵采用體外磁耦合驅動的方式，沒有經皮導線，降低了感染的風險。
主動脈血泵由于預計植入位置的解剖尺寸比較苛刻，需要嚴格限制血泵的尺寸，因而設計工作比較復雜。根據相關主動脈解剖結構的研究，考慮血泵適應患者的范圍，以及課題組之前的研究，血泵設計尺寸為 housing 直徑 24.4 mm，長 40 mm；轉子葉片葉頂間隙 0.2 mm[61-62]。血泵主要部件導頭、葉輪、導尾（擴壓器）的尺寸如圖 1 所示。由于葉輪部分是主要的過流部件和動力部件，這一部分對血泵的血流動力學性能影響最大，因此導頭、導尾部分的尺寸只滿足最低的機械結構（支撐、軸和軸承結構）要求，其余設計空間留給葉輪部分。
圖1
血泵植入位置和幾何尺寸結構
Figure1.
Implant location and geometric structure of blood pump
1.2 CFD 計算控制方程
數值計算采用定常三維不可壓縮流動 N-S 方程，認為血液是不可壓縮的牛頓流體，速度-壓力之間的耦合采用 SIMPLEC 算法。根據流體力學理論，血液的流動滿足質量守恒、動量守恒和能量守恒。
不可壓縮流體的質量守恒方程為：
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式中，、、 分別為速度沿 方向的速度矢量。
不可壓縮流體運動方程為：
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式中， 為人體的血液密度； 為作用在流體微元上的壓力；、、 分別為作用在流體微元上 、、 方向上的體力； 為血液的動力學粘度。
湍流的數值模擬方法主要有：直接數值模擬法、雷諾時均方程法、大渦模擬方法以及脫體渦模擬方法。而雷諾時均方程模型又可分為 1 方程模型、2 方程模型、4 方程模型以及多方程模型。目前血泵流場模擬常用的模型是 2 方程模型中的 SST k-ω 模型，使用該模型的流場模擬更符合實驗結果，因而本文采用此湍流模型對血泵內流場進行分析。
SST k-ω 模型的湍動能 k 和比耗散率 ω 的輸運方程表達式如下：
| '/> |
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加權函數 F1 的表達式如下：
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| '/> |
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1.3 邊界條件
為了便于人工心臟血流動力學相關參數的比較與優化，在數值計算中均采用相同的計算邊界條件與額定工況。血液本身為非牛頓流體，但是在較高的切變率條件下，可以認為血液是牛頓流體，因此，在進行數值模擬的時候將血液視為不可以壓縮的牛頓流體，可以得到比較理想的仿真結果[63]。在正常體溫下，血液粘度為 0.003～0.004 Pa·s，本研究中取 0.003 5 Pa·s，血液密度為 1 050 kg/m3。本文中所優化的人工心臟為部分輔助的主動脈血泵，其標準工況為 6 000 r/min、流量 5 L/min 時，出入口壓升大于 60 mm Hg。入口邊界條件為 0 Pa 壓力入口邊界條件，出口邊界條件為質量流量。
利用國際上流行的商用流體仿真軟件 Fluent 對血泵進行數值仿真模擬，所計算的幾何模型分為三段，包括靜止的導頭、導尾區域和旋轉的葉輪區域，包含有兩個動靜交界面，并且對出口的模型進行了延長。網格采用非結構網格，添加邊界層，總網格數量為 400 萬左右。網格在轉子葉片和動靜交界面處進行了加密。計算前對網格的無關性進行了驗證，當轉速為 6000 r/min、流量 5 L/min 時，400 萬網格和 210 萬網格計算得到的進出口壓差分別比 630 萬網格低 0.54% 和高 6.8%，溶血指數分別高 0.69% 和低 32.4%，故計算選擇 400 萬左右的網格，網格劃分如圖 2 所示。
圖2
劃分為導頭靜止區、葉輪轉動區和導尾靜止區的計算模型
箭頭所示位置為動靜交界面，分別位于導頭葉片后緣和轉子葉片前緣之間以及轉子葉片后緣和導尾葉片前緣之間，并在固壁交界面添加了邊界層，總網格數為 430 萬
Figure2. The calculation model divided into the guide head rest zone, the impeller rotation zone and the guide tail rest zoneThe position shown by the red arrow is the dynamic and static interface, which is located between the trailing edge of the guide blade and the leading edge of the rotor blade, and between the trailing edge of the rotor blade and the leading edge of the guide tail blade, and a boundary layer is added to the interface of the solid wall, and the total number of grids is 4.3 million
葉輪部分計算采用 MRF 模型進行穩態計算，湍流模型采用 SST k-ω 湍流模型，壁面條件采用無滑移固壁邊界，后處理使用 CFD-Post。出口壓力的連續性、殘差和質量流量平衡都作為監視判定求解是否收斂的條件。當出口端壓力穩定，速度殘差低于 1E-3，且出口與入口質量流之差低于出口質量流的 0.01% 時，則認為結果收斂。
1.4 溶血指數與回流率
研究中通常用溶血指數 HI 來衡量溶血，其表達式為：
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式中 HI 為血液流經流場前后紅細胞的破壞指數；Hct 為紅細胞壓積；Hb 為全血的血紅蛋白； 為初始未流經流場時血漿中游離血紅蛋白的濃度； 為流經流場后血漿中游離血紅蛋白的濃度； 為血漿中游離血紅蛋白的增量，用于衡量紅細胞的破壞情況[64]。
本文估算血泵溶血采用的冪律模型，是由 Heuser 和 Opitz 通過將豬血血細胞暴露在均一的剪切力下（小于 700 Pa），擬合和實驗數據得到的如下模型[50]：
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擬合后得到的參數為 C = 1.8 × 10?6，a = 1.191，b = 0.765。
利用上述冪律模型，本文采用 Garon 和 Farinas 建立的拉格朗日方法計算溶血，如式（12）所示，對多條粒子跡線（> 1 000 條）計算后取平均值，作為血泵的溶血指數[53]。
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血泵內部存在的回流在一定程度上會增加溶血，并且由于本研究中血泵的尺寸較短，更容易出現回流，因此將其作為優化目標之一。回流系數 RI 定義為截面入口方向的質量流量與該截面總的質量流量的比值，用于評價回流的程度，如式（13）所示。
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式中 RI 是回流系數， 為截面上從出口流向入口的質量流量， 為同一截面上從入口流向出口方向的質量流量。
1.5 血流動力學優化
對血泵進行多目標的血流動力學優化，需要將血泵的設計參數化，并限定參數范圍。血泵設計的幾何參數為：導頭半徑，轉子葉片高度（1～3 mm），轉子葉片葉型參數（葉片螺距 α1，葉片圈數 β1，葉片螺距 α2，葉片圈數 β2），轉子葉片數目（3～6），導尾葉片數目（3～6），導尾葉片葉型參數（導尾葉片螺距 α3，導尾葉片圈數 β3，導尾葉片螺距 α4，導尾葉片圈數 β4）；血泵的總長和外徑保持不變。血泵優化的目標：① 血泵壓升；② 回流系數；③ HI。
本文對主動脈血泵進行血流動力學優化的流程如圖 3 所示。首先在每個參數的范圍內抽樣，獲得不同參數的組合；根據參數建立相應的 CFD 計算模型；對建立的模型進行血流動力學分析，得到相應優化目標的結果數據；將結果數據返回到多目標優化軟件中去，建立不同優化目標結果與設計幾何參數之間的對應函數；根據上述函數，得到針對不同優化目標的最佳解，也就是對應的設計參數組；對優化結果建立對應的幾何模型，并對其進行 CFD 分析，判斷是否是最優解。
圖3
血流動力學優化流程
Figure3.
The flow chart of optimization
本文中優化計算存在多個優化目標，因此不同于單目標優化存在一個全局最優解，多目標優化得到的是優化解集。對于最優解集中的解，只要有一個目標解優于其他解，就可以作為最優解。
1.6 血流動力學優化結果
通過 Modefrontier，結合 Solidworks、Fluent 搭建優化平臺。通過圖 3 所示優化流程圖，針對不同優化目標，得到有五個解的優化解集。圖 4 為初始模型（A01）和優化解集中的不同解（B01～B05）。
圖4
優化前的幾何模型（A01）與根據優化后參數建立的幾何模型（B01～B05）
Figure4.
The geometric models before optimization (A01) and the geometric models based on the optimized parameters (B01-B05)
對優化后的解建立對應的模型，然后使用 Fluent 進行計算分析，之后利用 CFD-Post 后處理軟件，提取流場內的各個物理量的分布情況，對優化解集進行分析。表 1 為不同血泵的出入口壓差與指定位置的回流系數。由表 1 可知，初始設計 A01 并不能滿足血泵的水力學性能，即在轉速為 6 000 r/min、流量為 5 L/min 左右時，不能達到 60 mm Hg 的壓差要求；而優化后的模型 B01～B05，能夠滿足這一要求。
表1
各模型的出入口壓差與回流系數
Table1.
Pressure difference and reflux of the models
圖 5 為對應血泵子午平面的速度矢量圖。由圖可知，回流區主要出現在導頭前緣、前導葉與轉子葉片前緣之間、轉子葉片后緣和導尾葉片前緣之間，回流系數與上述截面對應。出現回流區的原因是受限于整體尺寸的要求，在滿足轉子葉片設計尺寸的前提下（優先滿足壓差需要），給予導頭的軸向尺寸過小，使得流動變化過快，容易產生回流。A01 的初始設計在導頭的前緣存在一個明顯的回流區，在面積上遠遠大于其他優化后的血泵；B03 的設計在同一位置回流區最小。
圖5
速度矢量分布
回流區主要出現在導頭前緣、前導葉與轉子葉片前緣之間以及轉子葉片后緣和導尾葉片前緣之間
Figure5. Velocity vector distributionthe reflux zone mainly appears in the leading edge of the guide head, between the leading edge of the guide vane and the leading edge of the rotor blade, and between the trailing edge of the rotor blade and the leading edge of the guide tail blade
血泵溶血性能如圖 6 所示，其中 B03 的溶血指數最小，即血泵輸送單位體積的血液時，血漿中增加的游離血紅蛋白最少，被破壞的紅細胞最少。B02 的溶血指數最大，可能的原因是 B02 血泵轉子葉片數目最多，相同轉速下，紅細胞撞上高速轉動的葉片的比率更大，同樣采用 6 個轉子葉片設計的 B05 血泵，溶血指數也略高于其他采用較少轉子葉片數目的設計。此外，葉片的葉型設計是影響血泵溶血性能的重要因素之一，同樣葉片數目和相似輪轂尺寸的 B02 血泵和 B05 血泵，前者的溶血指數大約是后者的 1.3 倍。另外，作為初始設計的 A01 血泵其溶血指數處于中間位置，但由于壓升較低，在達到預計使用工況時，必然需要轉子葉片工作在更高的轉速，這就增加了對血液的損傷，溶血指數也會更高。
圖6
溶血指數
Figure6.
Hemolysis index
血泵的壁面剪切力分布如圖 7 所示。優化前，血泵內高剪切力區域主要分布在葉片前緣，特別是轉子葉片前緣，此外葉片頂端也是高剪切力集中的區域，上述高剪切力的分布與實際經驗相符。優化后，B03 血泵的高剪切力分布的區域是最小的，剪切力的極值也小于其他血泵，轉子葉片頂端的剪切力分布均勻無較大值，這與 B03 血泵的 HI 最小是相符合的。
圖7
壁面剪切力分布
血泵內高剪切力區域主要分布在葉片前緣，特別是轉子葉片前緣，此外葉片頂端也是高剪切力集中的區域
Figure7. Wall shear stress distributionthe high wall shear stress area in the blood pump is mainly distributed in the leading edge of the blade, especially the leading edge of the rotor blade, and the top of the blade is also concentrated in the area of high shear force
2 溶血試驗
2.1 溶血指數
對于血泵，溶血性能是評價其臨床使用安全性的關鍵指標，用于評價血泵對于血液的損傷程度。從臨床相關不良事件反饋來看，目前出現的中風等術后不良反應都與血泵的溶血性能有關[65-66]。同時，經過血流動力學優化的人工心臟，也需要通過溶血試驗對設計方案與優化結果進行驗證。根據血流動力學優化的結果，編號為 B03 和 B04 的解較優，因此將這兩個血泵加工后進行溶血實驗，實物如圖 8b 所示。
圖8
體外溶血實驗
a. 測試回路；b. 血泵實物；c. 實際測試回路
Figure8. Hemolysis test in vitroa. test loop; b. blood pump; c. actual test loop
歸一化溶血指數（normalized index of hemolysis，NIH）是定量衡量不同血泵溶血性能的指標[67-68]，即通過規范化的試驗流程和測量步驟，定量地分析和評價血泵對于血液的破壞程度。一般認為 NIH 的值大于 0.1 g/100 L，則判定血泵出現溶血。美國材料與試驗協會標準 ASTM F1841-97[69]，以及國內醫藥行業推薦標準 YY/T1620-2018《心肺轉流系統連續流血泵紅細胞損傷評價方法》，都對連續流（軸流式和離心式）血泵的溶血測試給出了具體的指導方法，即血泵在給定的工況條件下需經過 6 h 的溶血測試，每小時進行一次血液采樣，最后通過 6 h 測試獲得 NIH 平均值來評價血泵的溶血性能。
2.2 血液要求
血液采集自正常體溫且無明顯疾病特征的動物血液，采集血液前需要禁食 12 h。本實驗采用的血液來自體重 50 kg 左右的實驗用豬，麻醉后使用套管針（14G），經頸部靜脈穿刺采集血液，并采集到含有血液保存液 CP2DA（每 100 mL 血液添加 14 mL 保存液）的標準血液儲存袋中。血液采集過程通過重力作用自然流出。血液從采集到開始使用，所用時間在 10 h 以內，測試前調整血液的紅細胞壓積在（30 ± 2）%，并且保證游離血紅蛋白含量小于 2 mg/dL（保證紅細胞在采集過程中沒有受到破壞），血液使用時在（37 ± 1）℃ 的水浴下升溫至生理溫度。本研究所用豬血來自于北京實創世紀小型豬養殖基地（實驗動物使用許可證號 SYXK（京）2018-0040，實驗動物生產許可證號 SCXK（京）2018-0011）。
2.3 試驗回路及工作條件
測試回路包括一根總長為 2 m、內徑為 9.5 mm 的聚氯乙烯管道，儲血腔為改造后的標準血袋，兩個壓力傳感器分別位于血泵的出口和入口，阻尼閥位于血泵出口處的壓力傳感器下游，流量傳感器和溫度傳感器位于管路的合適位置。整個測試回路如圖 8 所示。測試時血泵的流量為（5 ± 0.25）L/min，循環血液溫度為（37 ± 1）℃，出入口壓差為（60 ± 10）mm Hg，整個回路循環血量為（500 ± 5）mL［標準中建議循環血量為（450 ± 50）mL］。
2.4 實驗流程
實驗前先用 PBS 緩沖溶液浸潤整個測試回路，并讓血泵在低速狀態下運轉 10 min，充分浸潤。之后清空測試回路中的緩沖溶液。血液緩慢加熱到 37℃，通過重力作用經過三通管灌入到測試回路中，并排空回路中出現的氣泡。調整血泵轉速和阻尼閥，將其調整到待測的實驗條件。待血泵在測試條件下運轉 5 min 左右，并且回路中的氣泡排除干凈后，通過血袋上的采樣口采集第一個血樣，作為 0 時間點的血樣。
整個測試周期為 6 h，在采集第一個血樣之后，每隔 1 h 采樣一次，共計 7 個血樣。為了保證實驗采樣的準確性，在每次采集實驗血樣前，排出采集口附近的 2 mL 的血樣，以排除采樣血液中可能含有滯留在采樣口附近的血液，影響最后的測試結果。之后采集 1.5 mL 血液放入離心管中，3 000 r/min 離心 8 min 后取上清液（北京大龍，D2012 plus），用于測量血漿中的游離血紅蛋白。
2.5 游離血紅蛋白測量
游離血紅蛋白的測量有多種方法，本文中采用的是衛生行業推薦標準 WS/T 341-2001《血紅蛋白測定參考方法》。血紅蛋白分子中的亞鐵離子（Fe2+）在溶液中被高鐵氰化鉀氧化成高鐵離子（Fe3+），形成高鐵血紅蛋白（Hi），其后又與氰離子（CN—）反應生成氰化高鐵血紅蛋白（NiCN），NiCN 在波長 540 nm 處有最大吸收峰，NiCN 吸光度嚴格遵循朗伯-比爾定律，即 NiCN 在波長 540 nm 的吸光度值與 NiCN 濃度成正比，血紅蛋白濃度可由分光光度計所測定的吸光度值計算得出。
血紅蛋白濃度計算公式見式（14）：
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式中，c 為血紅蛋白的濃度（單位為 g/L）； 為 NiCN 溶液在 540 nm 時的吸光度；16 114.5 為血紅蛋白單體的相對分子質量（4 個單體組成的血紅蛋白的相對分子質量為 64 458）；F 為試樣的稀釋倍數；11.0 為 NiCH 溶液在 540 nm 時的 1/4 毫摩爾消光系數；d 為分光光度計的光徑，為 1.000 cm；1 000 為將毫克轉換為克的倍數。
2.6 實驗結果
NIH 的計算公式見式（15）：
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式中 NIH 為標準溶血指數（單位為 g/100 L）； 為在采樣時間的間隔內，血漿游離血紅蛋白濃度的增加量（單位為 g/L）；V 為測試循環回路的血量（單位為 L）；Q 為流量（單位為 L/min）；Hct 為紅細胞壓積（%）；T 為采樣的時間間隔（單位為 min）。
根據實驗結果，計算得到了相應的 NIH。編號為 B03 的血泵，NIH 為 0.017 0 g/100 L；編號為 B04 的血泵，NIH 為 0.039 0 g/100 L。
3 結論與展望
人工心臟在經過血流動力學優化后，各方面的性能都有顯著的改善，極大地豐富了進入臨床應用的血泵種類。目前，在國外 VAD 已經逐漸成為終末期心衰的常規治療手段，不僅能夠作為心臟移植的橋梁，而且也能作為永久的治療方法對患者進行長期的輔助支持，甚至是用于中度心衰患者心功能恢復的治療[70]。Kirklin[71]在其報道中提出，目前使用恒流式心室輔助裝置的心衰患者 1 年存活率能夠達到 82%，2 年存活率能夠達到 74%，基本上已經和典型的心臟移植手術具有相同的存活率。
此外，血流動力學優化還廣泛應用于體外膜肺氧合（extracorporeal membrane oxygenation，ECMO）系統，增加了其在臨床中的使用。全美約 70% 的肺移植患者需要接受 ECMO 治療，同時每年通過 ECMO 來治療難治性心源性休克疾病的案例數量也在逐步增加。2017 年中國體外循環分會發布的 2016 年中國心臟外科和體外循環數據白皮書中的數據統計結果顯示，截止到 2016 年我國開展 ECMO 的數量達到了 1 234 例，年增幅率達到了 26.7%[72]。
血流動力學研究在人工心臟的開發上還有許多需要深入探索的地方。例如，血栓生成是人工心臟中比較多發的問題，但是沒有比較完善的血栓生成模型，利用相應模型對血泵內血栓生成進行分析模擬的方法還不完善；對血泵中紅細胞的亞損傷進行分析與建模還沒有足夠深入的研究；CFD 計算獲得的溶血指數與實驗獲得的溶血指數（NIH）之間如何進行對應也是一個值得深入研究的問題[30, 73]。此外，開展血泵溶血指數的微量快速測試分析技術，提高溶血實驗的精度也是今后需要進一步研究的內容[74]。
相較于國外，國內有更多的心衰患者亟待心臟移植，心臟供體也更加缺乏，因此對國產人工心臟有著更為迫切的需求。隨著血流動力學分析與優化的方法更加豐富和完善，它在人工心臟的研發與應用過程中將會扮演越來越重要的角色，為國產人工心臟的發展提供更為有力的支持。
利益沖突聲明：本文全體作者均聲明不存在利益沖突。
