轴流式血泵搏动性辅助的控制实验研究
引言
目前，心力衰竭是严重的世界性公共卫生问题，全球心力衰竭患者高达2300万，并且以每年200万例的速度递增[1-2]。而我国人口基数大，随着冠心病、高血压发病率的上升、人口老龄化加速等，心力衰竭患病率也在迅速增加。心力衰竭死亡率高，药物治疗效果非常有限。一旦发作，绝大多数患者症状反复加重，长期住院，进而发展成为终末期心力衰竭，导致死亡[3]。虽然目前98%以上的左室辅助装置都提供非搏动性的连续性血流，但如何提供更符合生理特性的搏动性血流的研究从未停止[4-5]。搏动是人类心血管系统最基本的内在属性，研究表明搏动性血流在各方面均优于非搏动性血流灌注[6]。此外，对于衰竭心脏的恢复和支持，搏动性血流也更具优势。研究表明，在连续性血流辅助下，心室压力-容量曲线被完全破坏，主动脉瓣始终处于关闭状态，心肌细胞的生理状态和能量运用被严重干扰；而搏动性血流在充分的减轻心脏负荷，使受损心肌完全休息的同时，能够保持生理范围的左室压力，从而使心肌细胞得到充分的血流灌注，促使其恢复[7]。Kato等[8]对比了61例搏动性血流左室辅助装置和连续性血流左室辅助装置对心肌结构和功能的影响，结果发现，搏动性血流辅助下，心脏收缩及舒张功能改善更明显。
另一方面，搏动性血流可以很好的保持血管的弹性，预防动脉硬化，从而很大程度上地减少心脑血管疾病的发生[9]。因此，搏动性血流比连续性血流更满足生理要求，更适于长期循环辅助。目前临床使用最多的轴流泵和离心泵因其微型化使其可植入性大大增强，但是其恒流供血模式却不符合自然生理要求[10]。本文在体外模拟循环装置上对轴流血泵以不同频率周期性搏动供血的流体力学特性进行控制测试分析，研究轴流泵在仿生搏动式辅助上的可行性。
1 轴流式血泵搏动性辅助实验系统的设计
如图1所示，轴流血泵搏动性研究模型主要由轴流血泵循环系统、控制系统，数据监控系统三部分组成。轴流血泵搏动性辅助系统在体外搭建的模拟循环装置上进行。体外模拟循环装置由模拟心脏、轴流血泵、压力传感器、阻力调节器、流量计串联组成，其中阻力调节器通过电动阀调节开度来实现，系统采用与血液粘度相似的30%甘油水溶液替代血液作为循环介质[11]。实验主要观测指标为输出压力曲线、流量。通过控制轴流血泵速度周期性变化产生脉冲血流来模拟心脏收缩舒张的过程，调节各部分变速时间，发出可变频率的周期性脉冲血流，模仿自然心脏搏动，向人体提供符合生理状态的血流。
图1 搏动性辅助实验方案
2 控制方案的设计
控制系统需要控制血泵速度输出一定周期的压力和流量[12]。轴流血泵搏动性辅助研究控制系统采用闭环反馈控制，分为压力控制部分和流量控制部分，控制原理如图2所示。其中压力控制以舒张压和收缩压两个参数为控制目标，压力反馈控制以阀门开度和舒张压与收缩压分别对应泵的最低转速和最高转速为控制对象，流量控制以一个搏动周期内的流量为一个控制单元。实验所用血泵调速方式脉冲宽度调制，PWM信号值（0～255）对应着脉冲占宽比0～100%。通过改变PWM信号值来实现调速的功能。本文中以PWM信号值来间接度量血泵转速。
图2 系统控制框架图
2.1 血泵转速与压力流量的关系模型建立
虽然血泵转速与其出口压力和流量并没有固定的数学关系，但为了能够初步确定目标压力所对应的血泵初始速度值，使系统快速达到稳态，可通过实验数据建立只针对该模型恒流状态下的压力-转速、压力-流量关系特性曲线。具体方法为：在控制电磁阀开度不变的情况下，实验测定不同转速下，血泵出口的压力值和系统流量的值，分析数据模型，通过曲线拟合得到压力P和流量Q关于转速的数学关系式公式(1)和公式(2)。
在初始电动阀开度50%的条件下，实验中测得不同转速下，泵出口压力、系统流量随转速变化的关系曲线，见图3。分别建立压力P（mmHg）和流量Q（L/min）与转速（pwm）的三次和二次拟合方程，曲线拟合相关度分别为R12=0.9993，R22=0.9993。
图3 血泵压力流量-转速关系曲线
2.2 压力和流量的控制
系统使用压力和流量反馈控制[13]。根据控制方案的设计，轴流血泵搏动性辅助系统的压力由电动阀开度和泵的转速共同控制，在流量控制方案中，优先采用泵速度控制流量，当速度调节不能满足要求时，采用调节搏动频率控制流量。控制流程图如图4所示。
图4 压力流量控制流程图
根据目标压力、由压力转速曲线方程(1)计算初始舒张速度、收缩速度，血泵以该初始速度、每分钟固定频率60次/min初始状态启动。压力调节过程分四步。
（1）调节阻力调节器，使舒张压达到预设范围。
（2）判断此时收缩压是否预设范围，并调节血泵收缩速度使收缩压达到预设范围。
（3）由于阻力和转速的变化会使舒张压的值轻微变化，此时需要再次判断舒张压和收缩压是否同时达到预设值范围，并重复（1）（2）步骤直至舒张压和收缩压均达到预设范围。
（4）检查此时的流量是否满足要求，如果否，通过调节波动频率来使流量达到目标范围。
2.3 搏动频率的控制
心脏完成一次收缩舒张周期所需的时间T与每分钟的波动频率f成反比例关系如式(3)所示：
每个波动周期由收缩时间和舒张时间两部分构成，见公式(4)～(5)：
自然状态下各部分的时间在不同搏动频率的变化曲线如图5。分析可知随着频率的变化，在心率120次/min之内时，收缩时间基本保持不变在0.25 s，且在大于120次/min时仅有微小的变化，舒张时间随着频率的增加与周期时间基本保持同等的变化率。所以在我们系统设计中将收缩时间固定为=0.25 s，因此对频率的控制即可转换为对舒张时间的控制。
图5 各频率下的收缩舒张时间变化
3 实验结果
轴流式血泵搏动性辅助实验在体外模拟循环系统上进行，在LabView上搭建的监控窗口上观察系统实时灌注压力、平均压力曲线，压力采样频率为100 Hz。实验设定以正常人体血压舒张压80 mmHg，收缩压125 mmHg为目标值，目标流量6 L/min，初始搏动频率60次/min，阻力调节阀开度50%。
3.1 搏动实验结果
系统稳定后压力变化曲线如图6所示，曲线1（上）为搏动过程实时压力波形，曲线2（下）为每个周期平均压力变化。此时搏动灌注形成了一个较好的压力波形，辅助压力波形与人体心脏自然搏动压力波形相似。一个搏动周期压力数据采样分布图如图7所示，可以看出一个周期各个时间段的压力变化情况。实验结果各个周期波形平稳，舒张压和收缩压趋于稳定，由平均压力曲线观察到平均压力维持在100 mmHg左右，测得此时搏动频率约82次/min，流量约为6 L/min。
图6 轴流血泵搏动辅助压力波形
图7 单个周期压力数据采样
3.2 结果分析
（1）分析整个压力波形趋势，轴流血泵在搏动灌注实验中，能输出频率可变的稳定脉冲血流，很好的实现仿生搏动，为目前广泛用于恒流辅助的轴流血泵提供了搏动式灌注的理论可行性。
（2）对单个周期的波形分析，轴流血泵搏动辅助能很好维持舒张压和收缩压的稳定，收缩期压力迅速上升，说明能够为灌注提供足够的动力，但是相较于自然波形，系统压力在舒张末期下降较快，这是因为实验所用体外循环专用管道弹性较差，不如真实血管。
（3）将实际压力和流量和预期设定值相比较发现，舒张压基本稳定在目标值80 mmHg左右，但收缩压峰值高于预设值125 mmHg，这是因为收缩过程中，血泵短时间迅速提速到目标值产生一个较大的加速度，使收缩压偏大，这说明收缩压不仅受最大速度的影响而且受加速度影响较大。
（4）在平均压力100 mmHg下，每分钟轴流血泵搏动辅助的流量略低于恒流辅助，但搏动辅助能提供更大的瞬时流速，为灌注提供更多的能量。
4 搏动辅助溶血分析
临床已经验证轴流血泵在提供恒流辅助时不会产生对血液有形成分的损伤或这种损伤很小，不影响整个辅助过程[14]。在结构、材料等因素一定的情况下，轴流血泵的溶血和转子叶轮的转速直接相关。由于在不同转速下，血泵内部的压力场和剪应力的分布不同，转速越高，剪应力也越高，血泵的溶血指标水平也越高[15]。将轴流血泵由恒流辅助变为搏动辅助时，并没有改变最高转速，反而牺牲一定流量的情况下降低了其平均运行速度，因此分析不会产生较恒流模式下更大的血液破坏，并做了相关验证。
体外溶血试验是利用新鲜的动物血液模拟人体环境中血液压力与流量的情况下进行血液循环试验的，通过试验可以分析辅助系统的工作过程中产生的溶血程度[16]。为了验证轴流血泵在本文提供搏动流方法下是否会产生对血细胞的破坏，我们将新鲜猪血液经抗凝处理后在循环装置中进行循环实验。在实验循环进行3 h后，对循环系统中的血液进行取血采样，进行血细胞分离等处理如图8所示，可以发现上部分血清透明，几乎无游离血红蛋白，可知对血细胞破坏很小。因此可以证实轴流血泵在提供搏动辅助上的可行性。
图8 搏动辅助血液离心处理结果
5 结论
本文基于轴流血泵用于恒流辅助的基础上，结合搏动血流更满足生理特性，提出将轴流血泵用于搏动辅助的想法，搭建了一套模拟体外循环装置，设计了一种轴流血泵用于搏动辅助的实验控制方案，并初步验证了该方法下血泵的溶血性能。
通过实验得出的搏动压力曲线和灌注流量，验证了轴流血泵提供搏动辅助在血液动力学层面的可行性，具有很好的实验研究前景，为今后植入式搏动血泵的研究提供一个方向。
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