許自豪，楊明，歐文初，莊曉奇，徐亮，孟凡，安大偉

上海交通大學(xué) 儀器科學(xué)與工程系，上海200240

基于數(shù)值模擬的血泵血液破壞性研究進(jìn)展

許自豪，楊明，歐文初，莊曉奇，徐亮，孟凡，安大偉

上海交通大學(xué) 儀器科學(xué)與工程系，上海200240

本文介紹了血泵血液破壞性的機(jī)制，對(duì)比了目前基于數(shù)值模擬的溶血和血栓的預(yù)測(cè)模型，總結(jié)了改進(jìn)血泵血液破壞性的研究進(jìn)展，并展望了未來(lái)的研究熱點(diǎn)。

血泵；血液破壞性；溶血；血栓

由于心臟移植所需供體心臟的短缺[1]，心室輔助裝置在終末期心衰的治療中的應(yīng)用越來(lái)越廣泛[2]。血泵作為心室輔助裝置的核心部件，在臨床應(yīng)用中卻面臨著很多問題，而血液破壞性就是其中需要解決的關(guān)鍵問題之一[3]，這主要是因?yàn)檠浩茐臅?huì)導(dǎo)致血泵失效、腦部微栓、血小板功能障礙和器官損傷等嚴(yán)重后果[4-5]。本文總結(jié)了目前國(guó)內(nèi)外在血泵血液破壞性方面的研究進(jìn)展，并對(duì)存在的研究難點(diǎn)做出展望。

1 血泵血液破壞性的機(jī)制及其危害

血泵是一種機(jī)械循環(huán)輔助裝置，用來(lái)提高或替代一個(gè)或兩個(gè)心衰心室的功能。心室輔助裝置已經(jīng)可以作為心臟移植過渡、心肌恢復(fù)治療及永久性的治療手段。它們可以被植入用來(lái)輔助左心室（LVAD）、輔助右心室（RVAD）或者通過兩套裝置同時(shí)輔助左右心室（Bi-VAD）。在一般情況下，心室輔助裝置被放置在左心室和主動(dòng)脈之間或者右心室和肺動(dòng)脈之間。

血泵包括搏動(dòng)式、離心式和軸流式等。血泵在運(yùn)行過程中，其內(nèi)部流場(chǎng)會(huì)產(chǎn)生非生理性的流動(dòng)，如高剪切應(yīng)力、很長(zhǎng)的暴露時(shí)間、再循環(huán)和潴留，這會(huì)導(dǎo)致對(duì)血液成分的破壞，包括對(duì)紅細(xì)胞的破壞（即溶血）或?qū)ζ錂C(jī)械特性的改變、對(duì)血小板和白細(xì)胞的激活、炎癥介質(zhì)濃度的增加、血栓栓塞和裝置血栓等[3]。

溶血是機(jī)械性血液破壞中被研究的最深入的一個(gè)方面，它指的是紅細(xì)胞由于細(xì)胞膜的機(jī)械性破壞導(dǎo)致血紅蛋白釋放到了血漿中[6]。當(dāng)作用在紅細(xì)胞上的剪切力和時(shí)間超過一定的閾值，溶血便會(huì)發(fā)生。血紅蛋白釋放的機(jī)制可能是通過細(xì)胞的完全破壞，也可能是通過高應(yīng)力下粘彈性細(xì)胞膜出現(xiàn)的微孔[6]。研究認(rèn)為，剪應(yīng)力產(chǎn)生的破壞性取決于紅細(xì)胞當(dāng)前的破壞水平以及細(xì)胞生命周期內(nèi)破壞的累積[3]。

血小板是參與生理性止血和病理性血栓過程中的主要血細(xì)胞。當(dāng)暴露在ADP、凝血酶等或機(jī)械性剪切力下，血小板會(huì)被激活。血小板的機(jī)械性激活有兩種理論：一是剪切力直接通過連接在在血小板GPIba受體上的vWf因子作用于血小板；二是剪切力引起血小板和紅細(xì)胞內(nèi)激動(dòng)劑的釋放[7]。一旦被激活，血小板就會(huì)聚集、凝集和吸附在血泵內(nèi)容易產(chǎn)生血栓的表面，如潴留區(qū)和再循環(huán)區(qū)。

溶血導(dǎo)致的游離紅細(xì)胞成分濃度上升會(huì)產(chǎn)生一系列嚴(yán)重后果，如體循環(huán)和肺循環(huán)血管流阻增加、血小板功能障礙、腎小管損傷及多器官衰竭[4-5]。血栓會(huì)導(dǎo)致血泵內(nèi)血流速度降低、血泵運(yùn)轉(zhuǎn)故障、腦部微栓、神經(jīng)疾病、心臟病發(fā)作及肝腎功能損傷[3]。因此，通過改進(jìn)血泵的內(nèi)流場(chǎng)設(shè)計(jì)和采用血液相容性更好的生物材料來(lái)降低血泵的血液破壞性變得越來(lái)越重要。

2 血泵溶血的研究進(jìn)展

2.1 溶血計(jì)算模型

在血泵的發(fā)展歷史中，溶血模型有基于紅細(xì)胞破壞的剪切力閾值模型，也有基于剪切力和暴露時(shí)間的冪律模型。研究表明，當(dāng)剪切力超過150 Pa時(shí)，紅細(xì)胞膜達(dá)到其區(qū)域應(yīng)變極限，膜上的微孔就會(huì)打開并允許血紅蛋白通過進(jìn)而釋放到血漿中[6]。在應(yīng)用計(jì)算流體力學(xué)（CFD）技術(shù)預(yù)測(cè)血泵的溶血性能時(shí)，基于剪切力和暴露時(shí)間的冪律模型是最常用的模型，見公式(1)。1990年，Giersiepen通過對(duì)Wurzinger等[7]獲得的溶血實(shí)驗(yàn)數(shù)據(jù)進(jìn)行擬合，提出了一種預(yù)測(cè)溶血的冪律模型，后來(lái)成為了應(yīng)用最多的溶血模型[8]。但是，在后來(lái)的應(yīng)用中，由于該模型的預(yù)測(cè)溶血值一般比實(shí)驗(yàn)值高很多，不斷有研究者提出新的冪律模型，如Paul等[9]、Grigioni等[10]。Zhang等[11]、Taskin等[12]提出的冪律模型的預(yù)測(cè)值與實(shí)驗(yàn)值相差更小，因此近幾年經(jīng)常被應(yīng)用于血泵的溶血性能預(yù)測(cè)。

其中，t為紅細(xì)胞所受的剪切力，τ為紅細(xì)胞在該剪切力下暴露的時(shí)間，C、α、β為三個(gè)常數(shù)。

除了基于剪切力和暴露時(shí)間的模型，還有學(xué)者提出基于應(yīng)變率的溶血模型。Arora等[13]發(fā)展了一種基于應(yīng)變的溶血模型，該模型根據(jù)溶血與紅細(xì)胞的應(yīng)變相關(guān)的知識(shí)建立。他們?yōu)榧t細(xì)胞定義了一個(gè)形態(tài)學(xué)張量用來(lái)描述因剪切率產(chǎn)生的形狀變化，包括粘彈性變形、細(xì)胞膜的坦克履帶式運(yùn)動(dòng)和區(qū)域應(yīng)變限制，沿著跡線計(jì)算應(yīng)變即可計(jì)算出溶血值。由于該模型在數(shù)值模擬中整合了更多的生物物理現(xiàn)象而使得模型預(yù)測(cè)效果更具合理性。

2.2 改進(jìn)血泵溶血性能的研究進(jìn)展

不管是離心血泵、軸流血泵還是搏動(dòng)血泵，血泵的幾何參數(shù)都會(huì)對(duì)其溶血性能產(chǎn)生顯著的影響。因此，很多改善血泵溶血性能的研究工作集中在優(yōu)化血泵的結(jié)構(gòu)設(shè)計(jì)上。旋轉(zhuǎn)血泵主要通過增加導(dǎo)葉、改變?nèi)~輪葉片數(shù)、增加次葉片、改變?nèi)~片進(jìn)出口角度以及應(yīng)用磁懸浮軸承等措施減少溶血；搏動(dòng)血泵主要是通過改善血室結(jié)構(gòu)、改變機(jī)械瓣膜安裝角度及應(yīng)用生物瓣膜等措施減少溶血。

云忠等應(yīng)用CFD仿真模擬對(duì)一種微型軸流血泵葉輪中血液的流線及速度、壓力、應(yīng)力等分布情況進(jìn)行分析[14]。研究結(jié)果表明，血泵中的流體具有非常復(fù)雜的流動(dòng)情況。為了降低剪切應(yīng)力、避免流動(dòng)分離和壓力變化過大，云忠等提出了對(duì)血泵葉輪結(jié)構(gòu)提的改進(jìn)意見，并給出優(yōu)化后的葉輪結(jié)構(gòu)。宋新偉等應(yīng)用CFD方法跟蹤一種離心血泵內(nèi)的粒子流線的剪切力，通過計(jì)算流線上的剪切力和暴露時(shí)間的積分評(píng)估血液破壞的水平[15]。結(jié)果說(shuō)明CFD可以作為血泵溶血評(píng)估的一個(gè)有效工具。封志剛等[16]研究了葉輪的葉片數(shù)、葉片進(jìn)出口角對(duì)離心血泵溶血性能的影響。實(shí)驗(yàn)結(jié)果表明:血泵采用葉片角為30°的六葉葉片，進(jìn)出口壓力差100 mmHg，流量4 L/min時(shí)，其對(duì)血細(xì)胞破壞最小。伍琴琳等為降低軸流式血泵的溶血，在初始軸流式葉輪基礎(chǔ)上設(shè)計(jì)了4組改進(jìn)型軸流式葉輪以及開式、閉式2種葉輪安裝結(jié)構(gòu)[17]。其中改進(jìn)型葉輪優(yōu)化了葉輪的外徑、長(zhǎng)度和葉片進(jìn)出口角等。血泵的體外溶血實(shí)驗(yàn)結(jié)果顯示軸流型閉式葉輪血泵的溶血指標(biāo)最低值為0.06，而軸流型開式葉輪血泵的溶血指標(biāo)最低的甚至只有0.03，低于溶血允許值0.1。Taskin等[18]應(yīng)用CFD技術(shù)降低了一種可穿戴人工心肺設(shè)備的血液破壞性。該設(shè)備包括氧合器和一個(gè)離心血泵。在設(shè)計(jì)過程中，作者考慮了葉輪和導(dǎo)葉的構(gòu)造和幾何尺寸、氧合器纖維膜的所需面積和設(shè)備中整個(gè)血液流道的幾何尺寸。經(jīng)過改進(jìn)后的設(shè)備原型的實(shí)驗(yàn)數(shù)據(jù)表明，該設(shè)備的溶血性能滿足臨床要求。

血泵溶血不但受其幾何參數(shù)的影響，還會(huì)受工作參數(shù)的影響。尤其是搏動(dòng)血泵，不同的輔助模式、推板運(yùn)動(dòng)軌跡以及搏動(dòng)率等均會(huì)對(duì)溶血率產(chǎn)生影響。因此，還有一些學(xué)者研究了工作參數(shù)對(duì)血泵溶血性能的影響。

Shahraki等[19]對(duì)比了一個(gè)搏動(dòng)血泵的3種推板驅(qū)動(dòng)模式（線性、正弦曲線式和Guyton式）對(duì)血泵血液破壞性的影響。結(jié)果表明3種模式產(chǎn)生的溶血均低于0.06%，而正弦曲線模式相比于其他模式引起的溶血更少。另外，相比于線性模式，正弦曲線模式可減少血栓形成的可能性，因?yàn)槠洚a(chǎn)生的搏動(dòng)血流降低了血室中的血液潴留區(qū)。Jarvis等[20]利用一個(gè)100 cc的人工心室研究了心率和收縮期長(zhǎng)短對(duì)溶血率的影響。結(jié)果發(fā)現(xiàn)，溶血率與工作參數(shù)密切相關(guān)，更高的心率和更長(zhǎng)的收縮期會(huì)導(dǎo)致更多的溶血。Kim等[21]研究了旋轉(zhuǎn)血泵的葉片頂部間隙、流量和葉輪轉(zhuǎn)速對(duì)血液破壞性的影響。結(jié)果顯示，溶血指數(shù)隨著葉輪轉(zhuǎn)速增大或者流量降低而增加，而50 μm間隙比200 μm間隙產(chǎn)生的溶血要低。

3 血泵血栓的研究進(jìn)展

3.1 血栓計(jì)算模型

目前應(yīng)用于血泵較多的血栓模型主要包括血小板激活模型和沉積模型。

Girdhar等應(yīng)用公式(2)中的血小板激活模型以及其概率密度函數(shù)（PDF）對(duì)不同軸流血泵的血栓性能進(jìn)行預(yù)測(cè)和改進(jìn)[22]。

其中，t為紅細(xì)胞所受的剪切力，τ為紅細(xì)胞在該剪切力下暴露的時(shí)間。

Medvitz[23]提出一種血小板沉積計(jì)算模型，用來(lái)預(yù)測(cè)血泵內(nèi)血栓形成的可能性。Topper等[24]基于該模型應(yīng)用PIV和CFD技術(shù)計(jì)算了一種血泵的血栓性能，并通過動(dòng)物實(shí)驗(yàn)結(jié)果進(jìn)行了驗(yàn)證。

除了以上血栓模型，近幾年還提出了一些更加復(fù)雜的、包含了更多血栓形成的生物化學(xué)反應(yīng)過程的模型。Strong等[25]開展了血小板血栓生長(zhǎng)的數(shù)值模擬研究，其結(jié)合了對(duì)流、擴(kuò)散和表面反應(yīng)速率。盡管該模型是基于明顯簡(jiǎn)化的單成分模型，卻有助于定性描述血小板吸附于聚合物材料的對(duì)流、擴(kuò)散和表面反應(yīng)的相對(duì)效應(yīng)。Sorensen等[26-27]利用一個(gè)對(duì)流、擴(kuò)散和反應(yīng)方程組對(duì)血小板和激動(dòng)劑的分布進(jìn)行建模。表面血小板吸附是通過恒定剪切無(wú)關(guān)的反應(yīng)速率建模，而聚集形成和血小板對(duì)流動(dòng)的影響并沒有包括在內(nèi)。而且，Sorensen的模型考慮了化學(xué)血小板激活反應(yīng)，包括由血小板釋放的ADP引起的和通過血栓素A2合成引起的血小板激活。在簡(jiǎn)單的二維形狀的測(cè)試中，該模型具有良好的預(yù)測(cè)效果。而在三維的擴(kuò)張管形狀的測(cè)試中，模型與實(shí)驗(yàn)數(shù)據(jù)卻吻合的不夠好。因此該模型需要更多描述輸運(yùn)機(jī)制的方程。

Fogelson和Guy[28]介紹了一種用彈性鏈接描述血小板吸附于受傷表皮和激活血小板之間的連接的數(shù)學(xué)模型。Anand等[29]發(fā)展了一種粘彈性血栓模型，包括血栓的流變特性和導(dǎo)致壁面血栓生長(zhǎng)和附著的多個(gè)生化反應(yīng)。然而，這些早期模型都沒有整合血栓在流場(chǎng)中的生長(zhǎng)效應(yīng)。Xu小組[30]提出了一個(gè)離散細(xì)胞Potts模型，各個(gè)血小板和其他血細(xì)胞被表示成帶有波動(dòng)體積和邊界的擴(kuò)展對(duì)象。在該模型中，PDE中描述血流中化學(xué)成分濃度的對(duì)流和擴(kuò)散部分被求解，ODE代表每一個(gè)激活血小板在表面膜上的聚集反應(yīng)。Fogelson和Guy[28]提出的多尺度耦合模型，其耦合了浸入邊界法、生化模型和流動(dòng)模擬。在分子水平上，浸入邊界法對(duì)每個(gè)血小板的行為進(jìn)行建模，包括激動(dòng)劑導(dǎo)致的血小板激活、次細(xì)胞水平的血小板粘附和分離。

上述包含血栓形成的生化反應(yīng)過程的模型目前主要是通過一些簡(jiǎn)單規(guī)則的幾何形狀如圓形管道等進(jìn)行實(shí)驗(yàn)的驗(yàn)證，將此類復(fù)雜的血栓模型直接應(yīng)用于血泵的研究還未見文獻(xiàn)報(bào)道。

3.2 改進(jìn)血泵血栓性能的研究進(jìn)展

血泵血栓性能的優(yōu)化不但可以降低血栓產(chǎn)生的風(fēng)險(xiǎn)，還可以減少甚至不需要血泵植入后的抗凝治療，進(jìn)而降低抗凝治療相關(guān)的副作用，如胃腸道內(nèi)出血和出血性中風(fēng)等[22,31]。因此，很多研究者們利用CFD、PIV、激光多普勒測(cè)速和其他流場(chǎng)可視化方法（粒子示蹤、顏料沖洗和顏料侵蝕）研究和改進(jìn)血泵的壁面沖刷和血栓性能[32-33]。

賓州州立大學(xué)的血泵研究小組應(yīng)用CFD和PIV技術(shù)研究成人和小兒搏動(dòng)血泵（70、50、12 cc），從而改善其血栓性能。Navitsky等[34]對(duì)比了2種50 cc搏動(dòng)血泵的不同設(shè)計(jì)，兩者不同之處在于其中一個(gè)血室具有拱形頂部。結(jié)果顯示拱形設(shè)計(jì)會(huì)增加血栓形成的可能性，而平面型血室頂部則有助于降低血栓。這主要是因?yàn)槠矫嫘晚敳渴沟醚腋?，入口射流更容易沖刷到血室頂部，而拱形頂部血室由于不易被入口射流沖刷，使得該區(qū)域壁面剪切率降低、血小板沉積上升進(jìn)而血栓形成可能性增加。Topper等[24]對(duì)比了CFD仿真結(jié)果、PIV實(shí)驗(yàn)數(shù)據(jù)和動(dòng)物實(shí)驗(yàn)后的血泵血室內(nèi)表面的掃描電鏡照片，驗(yàn)證了利用CFD技術(shù)預(yù)測(cè)血泵血栓形成的有效性。Shu等[33]應(yīng)用粒子示蹤法和顏料沖洗技術(shù)研究了一個(gè)氣動(dòng)血泵幾何機(jī)構(gòu)對(duì)血栓性能的影響。結(jié)果顯示位于中心的入口產(chǎn)生的射流會(huì)導(dǎo)致2個(gè)旋轉(zhuǎn)方向相反的漩渦，而與血室相切的入口則只產(chǎn)生一個(gè)漩渦且對(duì)血室內(nèi)表面有更好的壁面沖刷效果。同時(shí)，相切的出口卻無(wú)法提供期望的效果，因?yàn)楫?dāng)充盈期向射血期轉(zhuǎn)變時(shí)它會(huì)導(dǎo)致流動(dòng)的極大扭曲，這會(huì)增加對(duì)血液的破壞性。

還有一些研究集中于降低平流式血泵的血栓形成。Nishida等[35]通過改進(jìn)幾何結(jié)構(gòu)提升了一個(gè)離心血泵在支撐軸承處的抗血栓性能。結(jié)果顯示葉輪沖刷孔應(yīng)當(dāng)居中，且橫截面需要優(yōu)化以保證射流能很好的沖刷支點(diǎn)軸承進(jìn)而提高單點(diǎn)支撐懸浮血泵的抗血栓性能。Bluestein和其合作者[36]提出了一種設(shè)備血栓仿真器（Device Thrombogenicity Emulation，DTE）的方法，該方法結(jié)合了數(shù)值模擬和實(shí)驗(yàn)測(cè)量，用以研究和改進(jìn)血泵的血栓性能。該方法目的是：① 克服CFD方法只考慮剪切力而不考慮生化反應(yīng)的缺點(diǎn)；② 實(shí)現(xiàn)血小板水平的流動(dòng)特征的分辨率；③ 考慮剪切力施加的全過程。

DTE方法是為了提供一個(gè)設(shè)計(jì)閉環(huán)：首先，進(jìn)行血泵的CFD模擬，并從中提取相關(guān)的血小板所受剪切力的軌跡；其次，這些軌跡由血流動(dòng)力學(xué)剪切設(shè)備模擬并施加在血小板上，并測(cè)量剪切后的血小板激活率，該設(shè)計(jì)循環(huán)不斷迭代，從而降低血泵的血栓形成可能性。該方法已經(jīng)在血泵和人造心臟瓣膜的設(shè)計(jì)中得到驗(yàn)證[22,36-37]。

由于工作參數(shù)也可能影響血泵內(nèi)的血液流動(dòng)，很多學(xué)者也研究了不同工作參數(shù)對(duì)血泵血栓性能的影響。Oley和Nanna應(yīng)用PIV研究了搏動(dòng)率（60～150 bpm）和收縮期（35%～50%）對(duì)一個(gè)50cc的搏動(dòng)血泵的壁面剪切率及血栓沉積的影響[38-39]。他們發(fā)現(xiàn)血室內(nèi)舒張期的流動(dòng)是由入口射流主導(dǎo)的，而且當(dāng)搏動(dòng)率更高、舒張期更短時(shí)，入口射流進(jìn)入更徹底、壁面沖刷效果更好。Cooper等[40]研究了舒張末期延遲時(shí)間對(duì)一個(gè)小兒搏動(dòng)血泵內(nèi)流場(chǎng)的影響。結(jié)果表明延遲時(shí)間越短，越有利于降低血室內(nèi)的血栓形成。另外，Navitsky[41]利用一種旋轉(zhuǎn)圓盤系統(tǒng)對(duì)比了不同的搏動(dòng)波形對(duì)血小板吸附的效果，發(fā)現(xiàn)能夠減少低剪切率區(qū)域的波形，可以降低血栓形成。

從以上研究工作可以看出，優(yōu)化血泵的幾何結(jié)構(gòu)和尺寸、選擇合適的工作參數(shù)可以改善血泵內(nèi)流場(chǎng)，降低剪切應(yīng)力、減少流動(dòng)分離和血液潴留區(qū)等非生理性流動(dòng)現(xiàn)象，進(jìn)而降低血泵對(duì)血液的破壞性，即減少溶血和血栓現(xiàn)象。

4 同時(shí)改進(jìn)血泵溶血和血栓性能的研究

由于搏動(dòng)血泵的CFD仿真比較復(fù)雜，包括推板的運(yùn)動(dòng)、血囊的變形以及瓣膜的運(yùn)動(dòng)等，所以計(jì)算資源消耗較大，在血液破壞性的預(yù)測(cè)中當(dāng)前的研究者主要關(guān)注搏動(dòng)血泵的血栓性能[24,34]。

本實(shí)驗(yàn)室在對(duì)搏動(dòng)血泵的血液破壞性的研究中，通過同時(shí)改進(jìn)溶血和血栓性能來(lái)降低搏動(dòng)血泵的血液破壞性。一是以血泵的溶血值和血栓值為優(yōu)化指標(biāo)來(lái)改變血泵血室的幾何參數(shù)，使得在某種參數(shù)組合下血泵的溶血值和血栓值同時(shí)達(dá)到一個(gè)較低的水平[42]；二是通過研究血泵的工作參數(shù)，如搏動(dòng)率、推板運(yùn)動(dòng)曲線和輔助模式等對(duì)溶血值和血栓值的影響，進(jìn)而確定一組合適的工作參數(shù)，使得血泵在該參數(shù)下運(yùn)行時(shí)的血液破壞性降低[43]。仿真研究的結(jié)果顯示，搏動(dòng)血泵的進(jìn)出口位置和直徑對(duì)血液破壞性有明顯的影響。另外，搏動(dòng)率、每博輸出量的增加會(huì)顯著增加溶血，但也會(huì)減少血小板在血室內(nèi)壁上的沉積。相對(duì)于同搏輔助方式，搏動(dòng)血泵工作在反搏模式下的血液破壞性更低。但是，相關(guān)工作只是仿真研究，尚需要進(jìn)一步動(dòng)物模型試驗(yàn)驗(yàn)證。

5 研究展望

目前，在心衰病人應(yīng)用血泵的主要阻礙就是血液破壞，發(fā)展一個(gè)更精確、更通用的溶血預(yù)測(cè)模型對(duì)血泵的設(shè)計(jì)非常重要。另外，建立一個(gè)包含各種已應(yīng)用于臨床的血泵的三維模型和對(duì)應(yīng)的利用標(biāo)準(zhǔn)實(shí)驗(yàn)測(cè)量的溶血值的數(shù)據(jù)庫(kù)，對(duì)以后的研究者對(duì)比不同溶血預(yù)測(cè)模型和方法的優(yōu)劣，以及提出更好的溶血模型都是很有益處的。

血栓栓塞問題現(xiàn)在成為臨床上的主要挑戰(zhàn)，發(fā)展對(duì)其進(jìn)行建模的方法就顯得尤為重要。當(dāng)前的血栓模型一般都包含大量方程，導(dǎo)致仿真實(shí)施困難增加、計(jì)算代價(jià)很大，而且很多都沒有在血泵上進(jìn)行實(shí)驗(yàn)驗(yàn)證，因此發(fā)展一個(gè)簡(jiǎn)潔易用、經(jīng)過實(shí)驗(yàn)驗(yàn)證的血栓預(yù)測(cè)模型會(huì)大大促進(jìn)血泵血栓性能的提升。由于血栓形成是一個(gè)復(fù)雜的生物化學(xué)反應(yīng)，完全用數(shù)學(xué)模型對(duì)其建模非常困難。因此結(jié)合數(shù)值仿真和體外血液實(shí)驗(yàn)的血栓性能優(yōu)化工具將有可能成為未來(lái)血泵設(shè)計(jì)的有效手段。

當(dāng)前很多的血泵優(yōu)化只關(guān)注血液破壞性的一個(gè)方面，有的研究只減少溶血率，有的研究只降低血栓形成可能性，因此同時(shí)優(yōu)化溶血性能和血栓性能也是在血泵未來(lái)的設(shè)計(jì)中值得考慮的方面。目前這方面的工作主要集中在仿真研究，因此結(jié)合體外血液破壞實(shí)驗(yàn)以及動(dòng)物實(shí)驗(yàn)進(jìn)而驗(yàn)證仿真結(jié)果的有效性也是今后需要努力的方向。同時(shí)，將該研究方法應(yīng)用于離心血泵和軸流血泵并檢驗(yàn)其可行性也是未來(lái)需要完成的工作。

當(dāng)然本文只是對(duì)血泵血液破壞性的CFD建模和預(yù)測(cè)進(jìn)行了總結(jié)，事實(shí)上血液的破壞性還受血泵內(nèi)表面的材料特性，材料表面拓?fù)湫螤钜约把罕旧淼纳匦缘榷喾N因素的影響。減小血泵血液破壞是一個(gè)多學(xué)科的綜合研究。相信隨著相關(guān)科學(xué)技術(shù)的進(jìn)步，血泵的血液破壞性會(huì)越來(lái)越小。

[1] Mozaffarian D,Benjamin EJ,Go AS,et al.Heart disease and stroke statistics--2015 update: a report from the American Heart Association[J].Circulation,2015,131:e29-322.

[2] Miller LW.Left Ventricular Assist Devices Are Underutilized[J].Circulation,2011,123:1552-1558.

[3] Fraser KH,Taskin ME,Griffith BP,et al.The use of computational fluid dynamics in the development of ventricular assist devices[J].Med Eng Phys,2011,33:263-280.

[4] Vercaemst L.Hemolysis in cardiac surgery patients undergoing cardiopulmonary bypass:a review in search of a treatment algorithm[J].J Extra Corpor Technol,2008,40:257-267.

[5] Cowger JA,Romano MA,Shah P,et al.Hemolysis:a harbinger of adverse outcome after left ventricular assist device implant[J].J Heart Lung Transplant,2014,33:35-43.

[6] Behbahani M,Behr M,Hormes M,et al.A review of computational fluid dynamics analysis of blood pumps[J].Eur J Appl Math,2009, 20:363-397.

[7] Wurzinger LJ,Opitz R,Wol M,et al.“Shear induced platelet activation”--a critical reappraisal[J].Biorheology,1985,22:339-413.

[8] Giersiepen M,Wurzinger L,Opitz R,et al.Estimation of shear stress-related blood damage in heart valve prostheses-in vitro comparison of 25 aortic valves[J].Int J Artif Organs,1990, 13:300-306.

[9] Paul R,Apel J,Klaus S,et al.Shear stress related blood damage in laminar couette flow[J].Artif Organs,2003,27:517-529.

[10] Grigioni M,Morbiducci U,D'Avenio G,et al.A novel formulation for blood trauma prediction by a modified power-law mathematical model[J].Biomech Model Mechanobiol,2005,4:249-260.

[11] Zhang T,Taskin ME,Fang HB,et al.Study of flow-induced hemolysis using novel Couette-type blood-shearing devices[J].Artif Organs,2011,35:1180-1186.

[12] Taskin ME,Fraser KH,Zhang T,et al.Evaluation of Eulerian and Lagrangian models for hemolysis estimation[J].ASAIO J2012,58,363-72.

[13] Arora D,Behr M,Pasquali M.A tensor-based measure for estimating blood damage[J].Artif Organs,2004,28:1002-1015.

[14] 云忠,譚建平,龔中良.軸流血泵葉輪結(jié)構(gòu)CFD仿真優(yōu)化[J].機(jī)械設(shè)計(jì),2006,23:6-9.

[15] Song X,Throckmorton AL,Wood HG,et al.Quantitative Evaluation of Blood Damage in a Centrifugal VAD by Computational Fluid Dynamics[J].J Fluids Eng,2004,126(3):410-418.

[16] 封志剛,曾培,茹偉民,等.葉輪設(shè)計(jì)對(duì)葉輪式人工心臟溶血性能的影響[J].中國(guó)生物醫(yī)學(xué)工程學(xué)報(bào),2003,22:190-192.

[17] 伍琴琳.軸流式葉輪血泵溶血性能探索[D].鎮(zhèn)江:江蘇大學(xué),2011.

[18] Taskin ME,Zhang T,Fraser KH,et al.Design Optimization of a Wearable Artificial Pump-Lung Device With Computational Modeling[J].J Med Devices,2012,6:12.

[19] Shahraki ZH,Oscuii HN.Numerical investigation of three patterns of motion in an electromagnetic pulsatile VAD[J].ASAIO J,2014,60:304-310.

[20] Jarvis P,Tarbell JM,Frangos JA.An in vitro evaluation of an artificial heart[J].ASAIO Trans,1991,37:27-32.

[21] Kim NJ,Diao C,Ahn KH,et al.Parametric study of blade tip clearance, flow rate, and impeller speed on blood damage in rotary blood pump[J].Artif Organs,2009,33:468-474.

[22] Girdhar G,Xenos M,Alemu Y,et al.Device thrombogenicity emulation: a novel method for optimizing mechanical circulatory support device thromboresistance[J].PLoS One,2012,7:e32463.

[23] Medvitz RB.Development and validation of a computational fluid dynamic methodology for pulsatile blood pump design and prediction of thrombus potential[D].PA:The Pennsylvania State University,2008.

[24] Topper SR,Navitsky MA,Medvitz RB,et al.The Use of Fluid Mechanics to Predict Regions of Microscopic Thrombus Formation in Pulsatile VADs[J].Cardiovasc Eng Technol,2014,5:54-69.

[25] Strong AB,Stubley GD,Chang G,et al.Theoretical and experimental analysis of cellular adhesion to polymer surfaces[J].J Biomed Mater Res,1987,21:1039-1055.

[26] Sorensen EN,Burgreen GW,Wagner WR,et al.Computational Simulation of Platelet Deposition and Activation: I. Model Development and Properties[J].Ann Biomed Eng,1999,27:436-448.

[27] Sorensen EN,Burgreen GW,Wagner WR,et al.Computational Simulation of Platelet Deposition and Activation: II. Results for Poiseuille Flow over Collagen[J].Ann Biomed Eng,1999,27:449-458.

[28] Fogelson AL,Guy RD.Platelet-wall interactions in continuum models of platelet thrombosis:formulation and numerical solution[J].Math Med Biol,2004,21:293-334.

[29] Anand M,Rajagopal K,Rajagopal KR.A model for the formation and lysis of blood clots[J].Pathophysiol Haemost Thromb,2005,34:109-120.

[30] Xu ZL,Lioi J,Mu J,et al.A Multiscale Model of Venous Thrombus Formation with Surface-Mediated Control of Blood Coagulation Cascade[J].Biophys J,2010,98:1723-1732.

[31] Stulak JM,Lee D,Haft JW,et al.Gastrointestinal bleeding and subsequent risk of thromboembolic events during support with a left ventricular assist device[J].J Heart Lung Transplant,2014,33:60-64.

[32] Okamoto E,Hashimoto T,Inoue T,et al.Blood compatible design of a pulsatile blood pump using computational fluid dynamics and computer-aided design and manufacturing technology[J].Artif Organs,2003,27:61-67.

[33] Shu F,Parks R,Maholtz J,et al.Multimodal flow visualization and optimization of pneumatic blood pump for sorbent hemodialysis system[J].Artif Organs,2009,33:334-45.

[34] Navitsky MA,Deutsch S,Manning KB.A thrombus susceptibility comparison of two pulsatile Penn State 50 cc left ventricular assist device designs[J].Ann Biomed Eng,2013,41:4-16.

[35] Nishida M,Chida T,Yamane T.Geometric Optimization for Non-Thrombogenicity of a Centrifugal Blood Pump through Computational Fluid Dynamic Analysis[J]JSME INT J C-MECH SY,2004,47:1108-1116.

[36] Bluestein D,Girdhar G,Einav S,et al.Device thrombogenicity emulation:a novel methodology for optimizing the thromboresista0nce of cardiovascular devices[J].J Biomech, 2013,46:338-344.

[37] Claiborne TE,Girdhar G,Gallocher-Lowe S,et al.Thrombogenic potential of Innovia polymer valves versus Carpentier-Edwards Perimount Magna aortic bioprosthetic valves[J].ASAIO J, 2011,57:26-31.

[38] Oley LA,Manning KB,Fontaine AA,et al.Off-design considerations of the 50cc Penn State Ventricular Assist Device[J].Artif Organs,2005,29:378-386.

[39] Nanna JC,Navitsky MA,Topper SR,et al.A fluid dynamics study in a 50 cc pulsatile ventricular assist device: influence of heart rate variability[J].J Biomech Eng,2011,133:101002.

[40] Cooper BT,Roszelle BN,Long TC,et al.The influence of operational protocol on the fluid dynamics in the 12 cc Pennstate pulsatile pediatric ventricular assist device:the effect of end-diastolic delay[J].Artif Organs,2010,34:E122-133.

[41] Navitsky MA,Taylor JO,Smith AB,et al.Platelet adhesion to polyurethane urea under pulsatile flow conditions[J].Artif Organs,2014,38:1046-1053.

[42] Xu Z,Yang M,Wang X,et al.Multi-objective optimization of pulsatile ventricular assist device hemocompatibility based on neural networks and a genetic algorithm[J].Int J Artif Organs,2015,38:325.

[43] Xu Z,Yang M,Wang X,et al.The influence of different operating conditions on the blood damage of a pulsatile VAD[J].ASAIO J,2015,61(6):656-663.

Advances in the Investigation of Numerical Simulation-based Blood Damage of Blood Pumps

XU Zi-hao, YANG Ming, OU Wen-chu, ZHUANG Xiao-qi, XU Liang, MENG Fan, AN Da-wei
Department of Instrument Science and Engineering, Shanghai Jiaotong University, Shanghai 200240, China

This paper introduced the blood damage mechanism of blood pumps, compared different CFD-based prediction models of hemolysis and thrombosis, summarized the development for the blood damage of blood pumps, and proposed some research focal points in the future.

blood pump; blood damage; hemolysis; thrombosis

TP273

A

10.3969/j.issn.1674-1633.2016.01.006

1674-1633(2016)01-0026-05

2015-10-17

2015-12-21

國(guó)家自然科學(xué)基金（No.81027001，8157183）；上海醫(yī)療器械科技支撐項(xiàng)目（No.14441900500）；上海交通大學(xué)醫(yī)工交叉創(chuàng)新基金（No.YG2011ZD03）。

楊明，教授，博士生導(dǎo)師。

通訊作者郵箱：myang@sjtu.edu.cn