動脈內(nèi)皮血流動力學(xué)微環(huán)境建模分析和體外模擬方法與技術(shù)研究進(jìn)展

覃開蓉, 梁夫友, 那景童

(1. 大連理工大學(xué) 光電工程與儀器科學(xué)學(xué)院, 遼寧 大連 116024; 2. 上海交通大學(xué) 船舶海洋與建筑工程學(xué)院工程力學(xué)系, 上海 200240; 3. 大連理工大學(xué) 電子信息與電氣工程學(xué)部生物醫(yī)學(xué)工程學(xué)院, 遼寧 大連 116024)

0 引 言

動脈血管壁由內(nèi)膜、中膜和外膜三層組織構(gòu)成。其中，內(nèi)膜是指位于動脈壁最內(nèi)層的內(nèi)皮細(xì)胞單層結(jié)構(gòu)，又稱“內(nèi)皮”。作為介于血流和動脈壁組織之間的一道屏障，動脈內(nèi)皮處于復(fù)雜的血流動力學(xué)微環(huán)境中[1-5]。微環(huán)境中除包含大量濃度隨時(shí)間變化的生物和化學(xué)物質(zhì)外，還有血流產(chǎn)生的血壓、壁面剪應(yīng)力以及血壓導(dǎo)致的管壁周向牽張應(yīng)力(或應(yīng)變)等血流動力學(xué)信號(圖1)[1-5]。通過細(xì)胞膜表面的受體及感受器，動脈內(nèi)皮細(xì)胞能夠識別細(xì)胞外不同形式的血流動力學(xué)微環(huán)境信號及其變化，并通過一系列的信號通路級聯(lián)反應(yīng)傳遞至細(xì)胞內(nèi)部，引起基因和蛋白表達(dá)的變化，最終影響細(xì)胞增殖、遷移、凋亡等功能和行為，此即力學(xué)生物學(xué)(Mechanobiology)機(jī)制[1-5]。例如，生理范圍的層流微環(huán)境能促進(jìn)動脈內(nèi)皮細(xì)胞分泌一氧化氮(Nitric Oxide, NO)、前列環(huán)素(Prostacyclin, PGI2)等血管舒張因子，起到抗炎癥、抗氧化應(yīng)激、抗動脈粥樣硬化的作用[1-6]；相反，彎曲和分岔動脈段的低水平剪應(yīng)力或擾動流微環(huán)境會使內(nèi)皮細(xì)胞的滲透性增大，活性氧類(Reactive Oxygen Species, ROS)及促炎癥因子等物質(zhì)的生成增多[7-8]，從而導(dǎo)致內(nèi)皮功能障礙，最終誘發(fā)一系列心腦血管粥樣硬化性疾病(常表現(xiàn)為局部血管狹窄及下游器官/組織缺血)。

圖1 動脈內(nèi)皮微環(huán)境中血壓、壁面剪應(yīng)力和周向牽張應(yīng)力(或應(yīng)變)作用于血管壁示意圖

Fig.1 Schematic diagram of blood pressure, wall shear stress, and circumferential tensile stress (or strain) applied on blood vessel’s wall in vascular endothelial microenvironment

由動脈粥樣硬化引起的嚴(yán)重狹窄性病變，一般采用內(nèi)膜剝離術(shù)[9]、支架介入治療[10]、旁路移植術(shù)[11]等血管內(nèi)/外科手術(shù)進(jìn)行治療，以實(shí)現(xiàn)血運(yùn)重建；對輕度或中度病變，可采用左心室輔助裝置[12]、體外反搏(External Counter Pulsation，ECP)[13-15]、運(yùn)動干預(yù)[16-19]等方式調(diào)節(jié)動脈內(nèi)皮的血流動力學(xué)微環(huán)境，通過力學(xué)生物學(xué)機(jī)制改善內(nèi)皮功能，從而預(yù)防或逆轉(zhuǎn)動脈功能失調(diào)。目前，左心室輔助裝置、ECP、運(yùn)動干預(yù)等力學(xué)療法[20]已成為心血管疾病治療與康復(fù)的重要切入點(diǎn)。然而，這些力學(xué)療法究竟引起動脈內(nèi)皮血流動力學(xué)微環(huán)境發(fā)生了什么樣的變化、如何通過這些變化精準(zhǔn)調(diào)控動脈內(nèi)皮功能，對此尚缺乏全面、系統(tǒng)、客觀、定量的研究，從而阻礙了這些力學(xué)療法的精準(zhǔn)實(shí)施以及在臨床心血管康復(fù)醫(yī)學(xué)中科學(xué)合理的應(yīng)用。

動物實(shí)驗(yàn)與臨床實(shí)驗(yàn)[9-19]等在體研究方式是探索這些力學(xué)療法引起血流動力學(xué)微環(huán)境改變及其對動脈內(nèi)皮功能影響的最直接方式。動脈內(nèi)皮微環(huán)境中血流動力學(xué)信號的獲取[21-63]和內(nèi)皮功能的評價(jià)[64-65]不僅為心腦血管疾病的早期診斷和預(yù)防提供血流動力學(xué)及內(nèi)皮功能指標(biāo)，同時(shí)也是定量研究兩者內(nèi)在關(guān)系的前提。通過影像學(xué)、彩色超聲多普勒血流速度檢測、肱動脈血壓檢測、多尺度血流動力學(xué)建模以及計(jì)算流體力學(xué)(Computational Fluid Dynamics, CFD)數(shù)值仿真技術(shù)，可以檢測或計(jì)算分析在體動脈內(nèi)皮微環(huán)境中的壁面剪應(yīng)力、血壓和周向牽張應(yīng)力(或應(yīng)變)等血流動力學(xué)信息[21-63]；而對在體動脈內(nèi)皮功能的評價(jià)，則采用無創(chuàng)性血流介導(dǎo)的血管擴(kuò)張(Flow-Mediated Vasodilation, FMD)指標(biāo)[64]，或采用其他有創(chuàng)方式對血管細(xì)胞進(jìn)行取樣分析[65]。

然而，由于動物和人體心腦血管細(xì)胞所處的血流動力學(xué)微環(huán)境非常復(fù)雜[2]，且易受呼吸、神經(jīng)調(diào)節(jié)等其他多種因素的干擾，動物實(shí)驗(yàn)和臨床實(shí)驗(yàn)面臨個(gè)體差異大，無創(chuàng)性在體檢測血流動力學(xué)和生物化學(xué)信號、細(xì)胞內(nèi)響應(yīng)血流動力學(xué)微環(huán)境變化的分子生物學(xué)指標(biāo)的手段有限、精準(zhǔn)度不高等多種問題，且實(shí)驗(yàn)周期長、成本高，并可能存在倫理爭議。為突破上述局限，建立體外模擬循環(huán)系統(tǒng)(Mock Circulatory System, MCS)[66-74]和體外內(nèi)皮細(xì)胞培養(yǎng)模型(Endothelial Cell Culture Model, ECCM)[75-101]開展相關(guān)研究顯得尤為重要。通過體外MCS，可以更加方便地研究不同力學(xué)療法與血流動力學(xué)微環(huán)境信號之間的定量關(guān)系[66-74]；而體外ECCM則為研究不同力學(xué)療法引起的動脈內(nèi)皮細(xì)胞功能變化及其力學(xué)生物學(xué)機(jī)制提供了客觀化、標(biāo)準(zhǔn)化和定量化的研究平臺[75-101]。這兩種分別基于血流動力學(xué)和力學(xué)生物學(xué)原理的體外模型研究，迄今已發(fā)展為開展動物實(shí)驗(yàn)和臨床實(shí)驗(yàn)之前不可或缺的研究步驟。

綜上所述，動脈內(nèi)皮微環(huán)境的血流動力學(xué)建模分析與體外模擬不僅為心腦血管疾病早期診斷與預(yù)防、治療與康復(fù)提供重要的參考指標(biāo)，而且是深入理解心腦血管疾病發(fā)生發(fā)展機(jī)制的前提和基礎(chǔ)，具有非常重要的科學(xué)意義和臨床應(yīng)用價(jià)值。本文章節(jié)安排如下：引言部分闡述研究背景與意義；第1節(jié)綜述在體動脈內(nèi)皮微環(huán)境的血流動力學(xué)檢測與建模分析研究進(jìn)展(在體血管結(jié)構(gòu)的影像學(xué)與血流動力學(xué)基本參量檢測、在體血流動力學(xué)建模仿真)；第2節(jié)介紹體外評估動脈內(nèi)皮微環(huán)境血流動力學(xué)特性的MCS(MCS基本結(jié)構(gòu)和方法、考慮局部動脈解剖結(jié)構(gòu)的MCS)；第3節(jié)介紹用于細(xì)胞力學(xué)生物學(xué)體外研究的ECCM研究進(jìn)展，包括平行平板流動腔系統(tǒng)、靜壓力加載裝置、牽張應(yīng)變(或應(yīng)力)加載裝置、硅膠管流動腔系統(tǒng)以及基于微流控技術(shù)的ECCM；最后是全文總結(jié)及展望。

1 在體動脈內(nèi)皮微環(huán)境的血流動力學(xué)檢測與建模分析

動脈內(nèi)皮微環(huán)境中血流動力學(xué)信號的獲取，是定量研究不同力學(xué)療法引起的血流動力學(xué)信號變化及其對動脈內(nèi)皮功能影響的前提[21-63]。通過CT血管造影(CT Angiography, CTA)、核磁血管造影(MR Angiography, MRA)、數(shù)字減影成像(Digital Subtraction Angiography, DSA)、多普勒超聲等影像學(xué)、多普勒超聲血流速度檢測以及肱動脈血壓檢測等技術(shù)，研究者能夠獲取循環(huán)系統(tǒng)血管解剖結(jié)構(gòu)的幾何尺寸、局部動脈的管壁運(yùn)動、血流速度以及血壓等信息，進(jìn)而結(jié)合幾何多尺度血流動力學(xué)建模與CFD數(shù)值仿真技術(shù)，得到在體動脈內(nèi)皮微環(huán)境中的速度場和壁面剪應(yīng)力分布等詳細(xì)的血流動力學(xué)信息。

1.1 在體血管結(jié)構(gòu)的影像學(xué)與血流動力學(xué)基本參量檢測

臨床開展的血管影像學(xué)檢查以血管內(nèi)腔成像為主，常用技術(shù)包括CTA、MRA、DSA以及多普勒超聲等，基于血管內(nèi)腔成像可識別動脈粥樣硬化引起的管腔狹窄區(qū)域及程度，是臨床決策的主要依據(jù)。臨床研究表明：CTA、MRA均可對血管管腔狹窄率、內(nèi)腔形態(tài)特征進(jìn)行測量，對指導(dǎo)臨床決策和患者風(fēng)險(xiǎn)分層具有重要價(jià)值[26-30]；同時(shí)，兩者各有其優(yōu)缺點(diǎn)及特定的臨床適用性。與MRA相比，CTA具有更快的檢測速度、更高的空間/時(shí)間分辨率以及更廣泛的適用性(如鈣化斑塊識別、金屬支架介入手術(shù)后的血管成像)[31]；MRA也有其自身優(yōu)勢，如可在未靜脈注射造影劑的情況下實(shí)現(xiàn)血管成像[32]，無放射線輻射風(fēng)險(xiǎn)，并可通過調(diào)節(jié)測量序列與參數(shù)(如3D TSE T1WI、黑血序列等)，結(jié)合相應(yīng)的圖像處理技術(shù)，對動脈粥樣硬化斑塊組分或管壁組織實(shí)現(xiàn)在體成像與分析[33-35]。但是，由于受空間解析度的限制，CTA、MRA診斷臨界狹窄的敏感度和可重復(fù)性不佳，有導(dǎo)致誤診或漏診的風(fēng)險(xiǎn)[36]。在此背景下，有創(chuàng)DSA可提供更直觀、更明確的管腔形態(tài)影像，從而提高診斷的準(zhǔn)確率。目前，DSA技術(shù)已由早期的二維成像發(fā)展為更先進(jìn)的三維、四維成像[37-38]，成為診斷動脈粥樣硬化性狹窄、顱內(nèi)動脈瘤等血管疾病的金標(biāo)準(zhǔn)。近期，與人工智能算法結(jié)合的三維DSA圖像重構(gòu)技術(shù)進(jìn)一步提高了對血管幾何學(xué)參數(shù)的量化評價(jià)精度和效率[39]。

與CTA、MRA和DSA技術(shù)相比，基于多普勒超聲技術(shù)的血管測量具有操作簡單、快速和完全無創(chuàng)的優(yōu)點(diǎn)，借助特定的掃描和圖像處理技術(shù)也可對動脈粥樣硬化斑塊進(jìn)行三維測量[40]，但精度和可重復(fù)性尚未被廣泛證明，在臨床應(yīng)用中多限于血管二維成像，臨床價(jià)值多定位于血管疾病初篩，其對血管管徑動態(tài)變化的實(shí)時(shí)追蹤能力也可與血壓信息結(jié)合評估血管的彈性[41]，或與生理性缺血試驗(yàn)結(jié)合評估動脈內(nèi)皮功能FMD[42]。近期，基于超聲測量原理衍生了多種新的血管測量技術(shù)，例如，與在體注射微泡對比劑結(jié)合，可實(shí)現(xiàn)斑塊內(nèi)新生血管的顯影，對識別易損高風(fēng)險(xiǎn)斑塊具有重要價(jià)值[43]；另一項(xiàng)重要的衍生技術(shù)是血管內(nèi)超聲成像(Intravascular Ultrasound, IVUS)，該技術(shù)使用血管內(nèi)超聲探頭對血管進(jìn)行掃描，可實(shí)現(xiàn)斑塊及血管內(nèi)膜、中膜的組織成像，在評估斑塊組分、破裂風(fēng)險(xiǎn)和血管重構(gòu)方面具有重要的應(yīng)用價(jià)值，目前已在心血管內(nèi)科廣泛應(yīng)用[44]。

與血管成像相比，血流動力學(xué)信號的在體測量具有更大的挑戰(zhàn)性。多普勒超聲是臨床上測量血流信息的常用手段之一，可測量血管橫斷面的最大或平均血流速度，但測量精度易受超聲測量樣本窗口選擇/探頭定位、血流速度分布的時(shí)變性/不規(guī)則性以及操作者技術(shù)水平/習(xí)慣等因素的影響，造成測量結(jié)果的不確定誤差較大[45]。相位對比核磁成像(Phase-Contrast MRI, PC-MRI)是另一種廣泛應(yīng)用于臨床的血流測量技術(shù)，其主要優(yōu)點(diǎn)是可提供血管斷面的流速空間分布信息，從而實(shí)現(xiàn)血流體積流量的較可靠測量[46]，并可拓展至三維空間的流速測量(3D PC-MRI)，實(shí)現(xiàn)特定血管區(qū)域三維流場的測量與描繪[47]。近期，結(jié)合心電門控技術(shù)進(jìn)一步實(shí)現(xiàn)了對脈動流場的測量，即4D Flow MRI[48]。MRI測量也有其局限性，如對操作者依賴性高、測量精度受呼吸/心率不齊等因素影響大以及對低流速流場測量精度低等[49]。與流速相比，壁面剪應(yīng)力、動脈內(nèi)皮細(xì)胞功能與血管生理病理的聯(lián)系更為密切，但其在體測量手段和精度仍存在很大的局限。既往研究雖然基于MRI所測流速信息結(jié)合特定算法實(shí)現(xiàn)了對血管壁面剪應(yīng)力的量化評估[50]，但由于近壁區(qū)域低流速和復(fù)雜幾何形態(tài)的影響，測量誤差大，壁面剪應(yīng)力的測量結(jié)果僅具有定性參考價(jià)值。

總體來說，現(xiàn)有臨床檢測技術(shù)在血管成像方面較為成熟、種類較多且應(yīng)用廣泛，而在血流動力學(xué)信號測量方面仍存在精度/解析度不高、隨機(jī)誤差大、操作性差和可測參數(shù)少等一系列不足，特別是尚無可靠的壁面剪應(yīng)力測量技術(shù)，在很大程度上限制了對動脈內(nèi)皮血流動力學(xué)微環(huán)境的在體研究。

1.2 在體血流動力學(xué)建模仿真

計(jì)算機(jī)建模仿真是彌補(bǔ)血流動力學(xué)參數(shù)在體測量局限性的重要手段。早期研究工作主要基于血管影像學(xué)信息(如CTA、MRA數(shù)據(jù))構(gòu)建患者個(gè)性化的血管幾何模型，利用CFD技術(shù)對特定血管區(qū)域的血流形態(tài)進(jìn)行計(jì)算，實(shí)現(xiàn)流場及壁面剪應(yīng)力參數(shù)的量化評價(jià)[51-52]。該方法具有流場信息豐富細(xì)致(如渦結(jié)構(gòu)、二次流等)、對壁面剪應(yīng)力及其衍生參量的量化評估精度高等優(yōu)點(diǎn)，對研究內(nèi)皮細(xì)胞功能、行為以及動脈粥樣硬化、動脈瘤等血管疾病與血流動力學(xué)微環(huán)境的關(guān)聯(lián)性具有重要的輔助價(jià)值；但同時(shí)也面臨諸多問題[53]，典型問題包括：(1)基于影像學(xué)信息的模型重構(gòu)誤差顯著增大計(jì)算結(jié)果的不確定性；(2)模型邊界條件設(shè)置的患者個(gè)性化程度不足，造成計(jì)算結(jié)果偏離患者的在體血流狀態(tài)[54]。有研究表明，針對同一個(gè)患者，即使在保持模型邊界條件不變的情況下，受圖像分割算法、圖像采集精度等因素的影響，血管幾何模型重構(gòu)的隨機(jī)誤差可引起計(jì)算得到的壁面剪應(yīng)力、振蕩剪切指數(shù)等血流動力學(xué)參數(shù)產(chǎn)生40%以上的變化[55-57]。在基于醫(yī)學(xué)影像信息的血流動力學(xué)建模計(jì)算大背景下，患者個(gè)性化模型邊界條件設(shè)置問題長期被忽視，直到近幾年才引起重視。近期的數(shù)項(xiàng)研究發(fā)現(xiàn)，采用簡化或人群平均化邊界條件替代患者個(gè)體化邊界條件引起的計(jì)算結(jié)果偏差可達(dá)90%以上[58-59]，證明了患者個(gè)性化模型邊界條件設(shè)置的重要性。針對該問題，研究者常采用基于在體實(shí)測血流信息(如超聲、PC-MRI信息)設(shè)定邊界條件的方法來提高建模仿真的患者個(gè)性化保真度及其臨床應(yīng)用價(jià)值[60-61](圖2)；而對難以在體測量血流信息的較小動脈(如腦動脈、冠狀動脈)，則采用幾何多尺度建模方法構(gòu)建可以基于可測臨床信息進(jìn)行校準(zhǔn)的參數(shù)化平臺，實(shí)現(xiàn)不可測動脈模型邊界處血流動力學(xué)參數(shù)的患者個(gè)性化估測和設(shè)置[62]。除上述影響血流動力學(xué)計(jì)算結(jié)果可靠性的因素外，近期有研究表明，脈動血流的生理性非周期變化會引起壁面剪應(yīng)力參數(shù)，尤其是剪應(yīng)力時(shí)間梯度的顯著變化(約27%)，提示既往研究常采用的周期性血流假設(shè)存在一定的局限性[63]。

圖2 患者個(gè)性化主動脈模型的邊界條件設(shè)置[61]

Fig.2 Patient-specific prescription of boundary conditions for an aortic model[61]

綜上，血流動力學(xué)建模仿真具有血流動力學(xué)信號量化評估精度高、信息豐富的優(yōu)勢，對研究動脈內(nèi)皮微環(huán)境具有良好的潛力和可行性，但仍普遍存在幾何模型重構(gòu)隨機(jī)誤差大、邊界條件設(shè)置的患者個(gè)性化程度不高等關(guān)鍵問題。為解決上述問題，亟待開發(fā)可靠、可重復(fù)性高的醫(yī)學(xué)影像分割技術(shù)、幾何多尺度建模以及計(jì)算模型與可測臨床數(shù)據(jù)的融合技術(shù)。

2 體外評估動脈內(nèi)皮微環(huán)境血流動力學(xué)特性的MCS

MCS常用于體外評估動脈內(nèi)皮微環(huán)境血流動力學(xué)特性。MCS一般采用機(jī)械泵模擬心室，用各種集中參數(shù)元器件(彈性腔、連接管路、可調(diào)阻力閥等)和分布參數(shù)元器件(硅膠彈性管等)模擬心室后負(fù)荷的輸入阻抗[74]、局部動脈解剖結(jié)構(gòu)和力學(xué)特性，組成一套體外MCS；通過傳感器檢測模擬動脈管段的血壓和血流量信號，或采用粒子圖像測速技術(shù)(Particle Image Velocimetry, PIV)檢測模擬動脈管段的流速剖面，進(jìn)而結(jié)合多尺度血流動力學(xué)建模與CFD數(shù)值仿真技術(shù)，研究不同生理病理狀態(tài)以及不同力學(xué)療法引起的動脈內(nèi)皮微環(huán)境中血流動力學(xué)信號的變化[66-74]。

2.1 MCS的基本結(jié)構(gòu)和方法

如圖3所示，MCS的基本結(jié)構(gòu)包括流體力學(xué)回路和信號采集處理模塊[73]。其中，流體力學(xué)回路對應(yīng)于人體循環(huán)系統(tǒng)的血壓脈動、血流分配等血流動力學(xué)特性；信號采集處理模塊通過傳感器和數(shù)據(jù)處理單元對流體力學(xué)回路產(chǎn)生的壓力、流量等信號進(jìn)行測量、分析和顯示。

MCS的流體力學(xué)回路由模擬心臟泵血功能的驅(qū)動裝置和模擬血管系統(tǒng)血流動力學(xué)特性的集中參數(shù)元器件組成。模擬心臟泵血功能的驅(qū)動裝置一般包括電機(jī)或氣驅(qū)動的心室模擬器、單向閥以及相應(yīng)的控制系統(tǒng)。模擬血管系統(tǒng)血流動力學(xué)特性的集中參數(shù)元器件包括模擬血管順應(yīng)性C的彈性腔、模擬血流慣性L的連接管路以及模擬血流阻力R的可調(diào)阻力閥等。針對不同的研究目的，MCS流體力學(xué)回路包括二元件、三元件、四元件、五元件模型設(shè)計(jì)甚至更多元件的復(fù)雜設(shè)計(jì)。

圖3 MCS基本結(jié)構(gòu)示意圖(基于文獻(xiàn)[73]圖1重繪)

Fig.3 Schematic diagram for fundamental structure of the MCS (adapted from Fig.1 in Ref.[73])

設(shè)計(jì)MCS流體力學(xué)回路的關(guān)鍵在于精確模擬真實(shí)主動脈根部的血壓p(t)波形和血流量q(t)波形。由于主動脈根部下游動脈床的輸入阻抗能夠反映脈搏波在動脈床中的傳播特性以及動脈床本身的力學(xué)特性，因此可通過模擬主動脈根部下游動脈系統(tǒng)的輸入阻抗來設(shè)計(jì)集中參數(shù)模型[74]。動脈輸入阻抗表示頻域上脈動壓力與脈動流量之間的關(guān)系。血壓波形p(t)和血流量波形q(t)經(jīng)Fourier分解后的Fourier級數(shù)可表示為：

(1)

(2)

式中，ωn為圓頻率。任意圓頻率ωn對應(yīng)的血壓和血流量諧波分量的幅值和相位之間的關(guān)系可用動脈輸入阻抗z(ωn)表示為[74]：

(3)

∠z(ωn)=∠P(ωn)-∠Q(ωn)

(4)

式中，|P(ωn)|和|Q(ωn)|分別為血壓和血流量在ωn處的幅值；∠P(ωn)和∠Q(ωn)分別為血壓和血流量在ωn處的相位。|z(ωn)|和∠z(ωn)分別為動脈輸入阻抗在ωn處的幅值和相位角。

根據(jù)動脈血流傳輸網(wǎng)絡(luò)與電路網(wǎng)絡(luò)的等效關(guān)系，將心臟等效為電流源，將血壓等效為電路中的電壓，血流量等效為電路中的電流，血管網(wǎng)絡(luò)的順應(yīng)性元件、阻力元件、慣性元件分別等效為電路中的電容、電阻和電感，可構(gòu)建多元件的集中參數(shù)電路網(wǎng)絡(luò)模型，容易知道所設(shè)計(jì)電路網(wǎng)絡(luò)的等效阻抗是由一個(gè)或多個(gè)順應(yīng)性C、流感L和流阻R表示的復(fù)函數(shù)。利用電路等效阻抗的幅值和相位數(shù)值擬合主動脈根部的輸入阻抗z(ωn)的幅值和相位，使得平方殘差之和RSS(Residual Sum of Squares)達(dá)到最小值，最終確定的集中模型參數(shù)元件值是進(jìn)一步制作流體力學(xué)回路中順應(yīng)性C、流感L和流阻R元器件的基礎(chǔ)。

(5)

動脈順應(yīng)性C可用一個(gè)中空的圓柱筒模擬。圓柱筒中充入一定體積的氣體，氣體的可壓縮性代表動脈的彈性，計(jì)算公式如下[74]：

(6)

式中，V為空氣柱的體積；P為空氣柱內(nèi)的氣壓；m為一個(gè)多變指數(shù)(m≥1)，在實(shí)驗(yàn)過程的恒定溫度下，m=1；A為圓柱筒中空部分的橫截面積，h為空氣柱高度；po為大氣壓，pa為圓柱筒內(nèi)液體作用于筒內(nèi)空氣柱的壓力。因此，若已知順應(yīng)性C和壓力pa，根據(jù)式(6)可計(jì)算出圓柱筒內(nèi)空氣柱的高度h，作為圓柱筒尺寸選擇的參考。

流感L用一段連接管道模擬，可通過如下公式計(jì)算[74]：

(7)

其中，ρ為流體密度，l′為管道長度，A′為管道的內(nèi)截面積。因此，若已知流感L和管道內(nèi)截面積A′，根據(jù)式(7)便可計(jì)算出連接管道的長度l′。

流阻R包括管道內(nèi)的阻力和可調(diào)阻力閥的阻力。管道內(nèi)的阻力一般為固定值。圓管阻力可根據(jù)下式估算[74]：

(8)

其中，η為液體黏度，l為管道長度，r為管道半徑。

一旦確定了模擬主動脈根部下游動脈系統(tǒng)的所有集中參數(shù)元器件，則確定了該系統(tǒng)的輸入阻抗特性。進(jìn)一步通過控制機(jī)械泵輸出精準(zhǔn)模擬主動脈根部的血壓波形p(t)，則可唯一確定機(jī)械泵的輸出血流量波形q(t)；反之亦然。MCS中的液體介質(zhì)一般采用密度和黏度與血液密度(～1050 kg/m3)和黏度(～0.004 Pa·s)相近的溶液，如水和甘油混合液等。

2.2 考慮局部動脈解剖結(jié)構(gòu)的MCS

上述基于集中參數(shù)模型構(gòu)成的MCS基本結(jié)構(gòu)通常較為簡單，僅體現(xiàn)了心室與后負(fù)荷系統(tǒng)相互作用的宏觀血流動力學(xué)特性，可實(shí)現(xiàn)脈動流條件下循環(huán)系統(tǒng)整體的血流動力學(xué)性能測試。但是，這種基本結(jié)構(gòu)的MCS無法實(shí)現(xiàn)大多數(shù)力學(xué)療法對循環(huán)系統(tǒng)特定區(qū)域的灌注效果和相互作用，也無法用于檢測分析特定區(qū)域動脈內(nèi)皮附近微環(huán)境中的血壓、壁面剪應(yīng)力和牽張應(yīng)力(或應(yīng)變)等血流動力學(xué)信號。因此，需要對MCS的基本結(jié)構(gòu)進(jìn)行擴(kuò)充。

為模擬局部動脈管段的血流動力學(xué)特性，首先，需要基于影像學(xué)技術(shù)獲取研究者感興趣的特定在體動脈管段的局部解剖結(jié)構(gòu)和尺寸，進(jìn)而基于在體血流動力學(xué)原理和CFD數(shù)值仿真技術(shù)得到整個(gè)局部動脈管段的管壁彈性、壓力降、血流量以及流阻等；其次，結(jié)合前述方法，設(shè)計(jì)對應(yīng)的集中參數(shù)模型并重新調(diào)整元器件值，得到考慮特定動脈管段血流動力學(xué)響應(yīng)的更新的多尺度血流動力學(xué)模型；最后，基于更新的模型元器件值，制作更新的體外MCS。

制作特定動脈管段時(shí)，可根據(jù)獲取的在體動脈管段的解剖結(jié)構(gòu)和尺寸，采用3D打印技術(shù)，以水溶性材料聚乙烯醇(polyvinyl alcohol, PVA)打印動脈管段，以聚二甲基硅氧烷(Polydimethylsiloxane, PDMS；A膠∶B膠=10∶1)澆筑主動脈根部，水浴溶解PVA后得到高度光滑且光學(xué)性能透明的動脈管段PDMS實(shí)驗(yàn)?zāi)Ｐ蚚39-72],如圖4所示。

盡管MCS已經(jīng)取得了長足發(fā)展，但在目前不同生理病理狀態(tài)以及不同力學(xué)療法條件下，人體循環(huán)系統(tǒng)全局和局部血流動力學(xué)特性的精準(zhǔn)獲取還存在檢測和分析上的困難，因此，在體外建立MCS以更加精準(zhǔn)地模擬全局和局部血流動力學(xué)特性，還缺乏系統(tǒng)的理論方法和實(shí)驗(yàn)?zāi)M手段。

3 用于細(xì)胞力學(xué)生物學(xué)體外研究的ECCM

上節(jié)所述的MCS便于開展宏觀的血流動力學(xué)檢測分析，但該類系統(tǒng)普遍存在尺寸偏大、循環(huán)液體量多、沒有體外細(xì)胞培養(yǎng)腔室等缺陷，不便開展細(xì)胞力學(xué)生物學(xué)研究。ECCM是能夠模擬且易于監(jiān)控血流動力學(xué)微環(huán)境信號和動脈內(nèi)皮功能的微型化、客觀化、標(biāo)準(zhǔn)化和定量化的研究系統(tǒng)。ECCM主要用于研究不同生理病理狀態(tài)以及不同力學(xué)療法引起的血流動力學(xué)微環(huán)境信號對動脈內(nèi)皮功能的調(diào)控，進(jìn)而研究相關(guān)的細(xì)胞分子生物學(xué)機(jī)制[75-77]。用于細(xì)胞力學(xué)生物學(xué)體外研究的ECCM至少包含兩方面功能：一是能模擬不同生理病理狀態(tài)以及不同力學(xué)療法條件下在體內(nèi)皮微環(huán)境中的血流剪應(yīng)力、血壓和牽張應(yīng)力(或應(yīng)變)等血流動力學(xué)信號；二是具有動脈內(nèi)皮細(xì)胞的體外培養(yǎng)腔。

圖4 考慮局部動脈解剖結(jié)構(gòu)的MCS實(shí)物圖

Fig.4 An actual setup of the MCS with consideration of local arterial anatomic structure

20世紀(jì)70年代ECCM就已經(jīng)出現(xiàn)[75-76]，迄今已取得長足發(fā)展[77]。早期的體外培養(yǎng)模型以模擬剪應(yīng)力、血壓或牽張應(yīng)力(或應(yīng)變)的單獨(dú)作用為主，如單純模擬血流剪應(yīng)力環(huán)境的平行平板流動腔[78-83]、單純模擬靜壓力的培養(yǎng)室[84]以及單純模擬牽張應(yīng)變(或應(yīng)力)的FlexCell裝置[85-86]。這些體外模型通常被稱為“解構(gòu)型模型”(Deconstruction-oriented model)，即：將在體血流動力學(xué)綜合因素解析為單個(gè)因素，能提供可定量的剪應(yīng)力、靜壓力或牽張應(yīng)力(或應(yīng)變)的單獨(dú)作用微環(huán)境，用于研究剪應(yīng)力、靜壓力或牽張應(yīng)力(或應(yīng)變)的單獨(dú)作用對不同類型細(xì)胞形態(tài)、分化、增殖、遷移和凋亡等的影響以及相關(guān)的機(jī)械力信號轉(zhuǎn)導(dǎo)通路、基因表達(dá)和蛋白質(zhì)分子改變[75-80]。

在體大動脈的內(nèi)皮細(xì)胞處于脈動變化的血流動力學(xué)環(huán)境[2-3]中，同時(shí)承受脈動血流剪應(yīng)力、血壓和牽張應(yīng)力(或應(yīng)變)的聯(lián)合作用，而解構(gòu)型模型無法全面模擬在體脈動血流動力學(xué)微環(huán)境，因此不能用于研究脈動流剪應(yīng)力、血壓和牽張應(yīng)力(或應(yīng)變)組合刺激對心血管細(xì)胞形態(tài)、結(jié)構(gòu)、功能和行為的影響。其后出現(xiàn)的硅膠管細(xì)胞培養(yǎng)模型，能夠模擬血流剪應(yīng)力、血壓和牽張應(yīng)力(或應(yīng)變)的組合作用，不僅可以同時(shí)模擬三者大小，還能重建三者之間的相位關(guān)系[87-92]。此類模型即為“重構(gòu)型模型”，試圖盡量重現(xiàn)研究者感興趣的在體局部解剖區(qū)域內(nèi)的真實(shí)血流動力學(xué)微環(huán)境及其后負(fù)荷血流動力學(xué)特性的綜合影響，研究目標(biāo)區(qū)域微環(huán)境中血流動力學(xué)因素對細(xì)胞的影響及機(jī)制[87-92]。

3.1 平行平板流動腔系統(tǒng)

平行平板流動腔系統(tǒng)是模擬動脈內(nèi)皮細(xì)胞承受剪應(yīng)力作用的裝置[78-83]。常見的系統(tǒng)如圖5所示，由蠕動泵、上貯液池、下貯液池、平行平板流動腔構(gòu)成一個(gè)液體循環(huán)回路系統(tǒng)。核心部件平行平板流動腔用于細(xì)胞培養(yǎng)，是由玻璃片、硅膠墊和蓋玻片組成的一個(gè)高度hp遠(yuǎn)小于寬度wp和長度Lp的扁平立方體腔室。

圖5 平行平板流動腔系統(tǒng)(基于文獻(xiàn)[83]圖1重繪)

蠕動泵把液體從下貯液池泵至上貯液池，由上下貯液池的液位差產(chǎn)生驅(qū)動壓力梯度，對培養(yǎng)于平行平板流動腔底部蓋玻片上的細(xì)胞產(chǎn)生壁面剪應(yīng)力作用。定常流情況下，平行平板流動腔底板(蓋玻片上表面)壁面剪應(yīng)力τw計(jì)算公式為[93]：

(9)

式中，Qp為流過平行平板流動腔的體積流量。在周期性脈動流情況下，平行平板流動腔內(nèi)的剪應(yīng)力計(jì)算公式略為復(fù)雜[94]；然而，由于平行平板流動腔的高度遠(yuǎn)小于寬度和長度，且腔室內(nèi)流動的雷諾數(shù)很低，滿足準(zhǔn)定常流假設(shè)，剪應(yīng)力計(jì)算公式可簡化為式(9)的形式。

3.2 靜壓力加載裝置

靜壓力加載裝置是模擬動脈內(nèi)皮細(xì)胞承受靜壓力作用的裝置[84]。常見的系統(tǒng)如圖6所示，由注射器、閥門1、閥門2、壓力傳感器以及密閉腔室構(gòu)成一個(gè)液體靜壓力加載系統(tǒng)。密閉腔室是其核心部件，由細(xì)胞培養(yǎng)腔和固定底架組成。注射器將液體由閥門1注入或抽出，對培養(yǎng)于細(xì)胞培養(yǎng)腔底部的內(nèi)皮細(xì)胞產(chǎn)生靜壓力(閥門2配合調(diào)節(jié)靜壓力大小)，壓力傳感器讀取相應(yīng)的壓力值。

3.3 牽張應(yīng)力(或應(yīng)變)加載裝置

牽張應(yīng)力(或應(yīng)變)加載裝置是模擬動脈內(nèi)皮細(xì)胞承受牽張應(yīng)力(或應(yīng)變)的裝置[85-86]。FlexCell系統(tǒng)是常見的商業(yè)化牽張應(yīng)力(或應(yīng)變)加載裝置(圖7)，其核心部件FlexCell腔室是一個(gè)由硅膠膜和培養(yǎng)皿構(gòu)成的細(xì)胞培養(yǎng)腔，與支撐底座、真空泵及計(jì)算機(jī)監(jiān)控系統(tǒng)共同構(gòu)成牽張應(yīng)力(或應(yīng)變)加載裝置。

圖6 靜壓力加載裝置(基于文獻(xiàn)[84]圖1重繪)

Fig.6 An apparatus for loading static pressure (adapted from Fig.1 in Ref.[84])

圖7 牽張應(yīng)力(或應(yīng)變)加載裝置(基于文獻(xiàn)[86]圖1重繪)

以計(jì)算機(jī)驅(qū)動真空泵將空氣從FlexCell腔室支撐底座兩側(cè)抽出，減小硅膠膜下方腔室壓力，使硅膠膜向支撐底座兩側(cè)拉伸，對培養(yǎng)于硅膠膜上方的細(xì)胞產(chǎn)生牽張應(yīng)力(或應(yīng)變)作用。利用檢測系統(tǒng)采集硅膠膜對應(yīng)的牽張應(yīng)力(或應(yīng)變)圖像，經(jīng)數(shù)據(jù)處理得到真空泵產(chǎn)生的負(fù)壓與牽張應(yīng)力(或應(yīng)變)之間的函數(shù)關(guān)系近似表達(dá)式，在壓力已知的情況下，可依據(jù)該表達(dá)式計(jì)算實(shí)驗(yàn)中的硅膠膜牽張應(yīng)力(或應(yīng)變)大小。

3.4 硅膠管流動腔系統(tǒng)

具有硅膠管流動腔的ECCM是模擬動脈內(nèi)皮細(xì)胞承受血壓、壁面剪應(yīng)力和牽張應(yīng)力(或應(yīng)變)聯(lián)合作用微環(huán)境的裝置[87-90]。常見的系統(tǒng)如圖8所示。其核心部件是一個(gè)安裝在支架上的中空薄壁硅膠彈性圓管，和貯液池、脈動泵、彈性腔、后負(fù)荷共同組成一個(gè)液體循環(huán)回路系統(tǒng)；回路中的壓力傳感器1、壓力傳感器2分別檢測硅膠管兩端的壓力，流量傳感器檢測管路流量。

脈動泵把液體從貯液池泵至整個(gè)液體循環(huán)回路系統(tǒng)，以彈性腔的順應(yīng)性緩沖脈動泵產(chǎn)生的高頻噪聲。由于硅膠管具有良好的彈性特性，使得液體在系統(tǒng)中循環(huán)時(shí)，對培養(yǎng)在硅膠管內(nèi)壁并形成融合單層的動脈內(nèi)皮細(xì)胞加載壓力、壁面剪應(yīng)力和牽張應(yīng)力(或應(yīng)變)的聯(lián)合作用。后負(fù)荷由順應(yīng)性元件、流感和流阻組成的多元件構(gòu)成，用于模擬在體局部動脈內(nèi)皮下游血管床的整體血流動力學(xué)特性。在已知硅膠管兩端壓力波形以及管路流量波形的前提下，根據(jù)流體力學(xué)原理可以逆向求解硅膠管內(nèi)壁的壓力、壁面剪應(yīng)力以及牽張應(yīng)力(或應(yīng)變)波形。

圖8 硅膠管流動腔系統(tǒng)(基于文獻(xiàn)[90]圖2重繪)

3.5 基于微流控技術(shù)的ECCM

盡管內(nèi)皮細(xì)胞體外培養(yǎng)模型經(jīng)歷了從解構(gòu)型模型到重構(gòu)型模型的研究發(fā)展過程，對在體復(fù)雜血流動力學(xué)微環(huán)境的模擬也越來越精細(xì)，但是，這些體外模型系統(tǒng)對細(xì)胞形態(tài)、功能、行為以及信號轉(zhuǎn)導(dǎo)通路、基因表達(dá)和蛋白質(zhì)分子的測量與分析，主要通過對細(xì)胞人工取樣、采取離線方式進(jìn)行，一般并不包含對血流動力學(xué)刺激下體外培養(yǎng)的心血管細(xì)胞響應(yīng)的在線測量與分析。近年來，隨著傳感器[95-96]和微流控芯片[91-92, 96-100]技術(shù)的飛速發(fā)展，研究者能夠在微流控芯片上模擬在體循環(huán)系統(tǒng)的脈動血流剪應(yīng)力、血壓和牽張應(yīng)力(或應(yīng)變)環(huán)境[91-92]，結(jié)合微型傳感器[95-96]、顯微鏡[100]等設(shè)備，對血流動力學(xué)信號作用下體外培養(yǎng)內(nèi)皮細(xì)胞的功能和行為進(jìn)行在線監(jiān)測。

這種基于微流控技術(shù)的ECCM，由核心的微流控芯片細(xì)胞培養(yǎng)腔以及氣體壓力加載裝置(i)、信號檢測裝置(ii)和比例-積分-微分(Proportional + Integral + Derivative，PID)反饋控制裝置(iii)構(gòu)成一個(gè)液體循環(huán)回路及信號監(jiān)控系統(tǒng)(如圖9(a)所示)。其中，微流控芯片細(xì)胞培養(yǎng)腔可設(shè)計(jì)為矩形通道[102]或變截面通道[103]模擬單獨(dú)剪切力的時(shí)空分布，還可設(shè)計(jì)為如圖9(b)所示的“三明治”三層結(jié)構(gòu)[91-92]，用與動脈彈性模量類似的彈性薄膜將具有扁平立方體溝道的上下層PDMS隔開形成2個(gè)細(xì)胞培養(yǎng)腔(圖9(b)藍(lán)色部分)。培養(yǎng)腔幾何尺寸及彈性薄膜的彈性模量由模擬不同生理病理狀態(tài)以及不同力學(xué)療法條件下的脈動血壓、剪應(yīng)力和牽張應(yīng)力(或應(yīng)變)的實(shí)際需要確定；上層培養(yǎng)腔內(nèi)接入靜止液體，下層培養(yǎng)腔接入液體循環(huán)通路，使培養(yǎng)于上層培養(yǎng)腔的內(nèi)皮細(xì)胞承受牽張應(yīng)力(或應(yīng)變)的單獨(dú)作用，而培養(yǎng)在下層培養(yǎng)腔的內(nèi)皮細(xì)胞受壓力、剪應(yīng)力以及牽張應(yīng)力(或應(yīng)變)的組合作用。

圖9 基于微流控技術(shù)的ECCM(基于文獻(xiàn)[92]重繪)

氣體壓力加載裝置(i)結(jié)合PID反饋控制裝置(iii)產(chǎn)生精確模擬不同生理病理狀態(tài)以及不同力學(xué)療法條件下的壓力波形，對微流控芯片細(xì)胞培養(yǎng)腔加載定量可控的脈動流壓力信號；系統(tǒng)的信號檢測裝置(ii)實(shí)時(shí)監(jiān)測微流控芯片的輸入端A和輸出端B的壓力及流量波形，反饋給PID控制裝置(iii)；調(diào)節(jié)加載裝置(i)，定量調(diào)控作用于微流控芯片細(xì)胞培養(yǎng)腔的壓力、流量信號幅度和頻率的變化，最終在微流控芯片細(xì)胞培養(yǎng)腔產(chǎn)生不同生理病理狀態(tài)以及不同力學(xué)療法條件下剪應(yīng)力、血壓和牽張應(yīng)力(或應(yīng)變)的單獨(dú)或組合作用。彈性腔、流感及阻力閥為MCS血流動力學(xué)特性的流體力學(xué)元器件。內(nèi)皮細(xì)胞力學(xué)生物學(xué)響應(yīng)動態(tài)過程由各種生物力學(xué)和生物化學(xué)傳感器、顯微鏡結(jié)合CCD攝像機(jī)檢測、記錄、保存至反饋控制設(shè)備(iii)。

然而，迄今為止，基于微流控技術(shù)構(gòu)建的ECCM對不同生理病理以及不同力學(xué)療法條件下的局部動脈內(nèi)皮微環(huán)境中血流動力學(xué)信號的精準(zhǔn)模擬還缺乏一套系統(tǒng)的理論方法；另外，對細(xì)胞外血流動力學(xué)信號的精準(zhǔn)監(jiān)控、動脈內(nèi)皮細(xì)胞響應(yīng)血流動力學(xué)信號的關(guān)鍵生化反應(yīng)和信號分子變化還缺乏有效的在線監(jiān)測分析手段。

4 結(jié) 論

近幾十年來，作為彌補(bǔ)動脈內(nèi)皮血流動力學(xué)微環(huán)境信息在體測量技術(shù)局限性的重要手段，基于血管醫(yī)學(xué)影像的血流動力學(xué)建模仿真方法與量化分析技術(shù)已取得了長足進(jìn)步，極大地促進(jìn)了研究者對動脈內(nèi)皮微環(huán)境中的血液流動特征、壁面剪應(yīng)力分布及其與內(nèi)皮細(xì)胞功能異常、動脈粥樣硬化發(fā)生/發(fā)展關(guān)系的認(rèn)知和理解。然而，由于不同患者的血管解剖結(jié)構(gòu)和生理病理狀態(tài)存在顯著差異，在血流動力學(xué)建模中引入的不合理邊界條件可能造成模型仿真結(jié)果嚴(yán)重偏離患者的實(shí)際在體狀態(tài)；另外，基于醫(yī)學(xué)影像的幾何模型重構(gòu)仍存在隨機(jī)誤差大、可重復(fù)性差等問題，會進(jìn)一步影響模型仿真結(jié)果與在體血流動力學(xué)微環(huán)境的一致性。本文作者與合作者針對腦動脈瘤[51, 58, 104]、主動脈[61, 105-106]、頸動脈[22-23, 63]和下肢動脈[105]等開展了一系列建模仿真工作，探討了血管幾何形態(tài)、模型邊界條件等對血流動力學(xué)模擬結(jié)果的影響，并初步驗(yàn)證了利用幾何多尺度建模融合臨床數(shù)據(jù)來提高建模仿真的患者個(gè)性化保真度的可行性[62]，為認(rèn)識或解決上述問題提供了部分依據(jù)和思路。在未來工作中，有必要在模型邊界的患者個(gè)性化設(shè)定以及醫(yī)學(xué)圖像分割與模型重構(gòu)等方面開展更深入的理論與方法研究，以實(shí)現(xiàn)仿真模型對在體內(nèi)皮血流動力學(xué)微環(huán)境的高保真度再現(xiàn)。這將不僅為心腦血管疾病的早期診斷、預(yù)防、治療與康復(fù)提供更加精準(zhǔn)的血流動力學(xué)機(jī)制與生理參數(shù)，也將為體外精準(zhǔn)模擬動脈內(nèi)皮的血流動力學(xué)微環(huán)境提供依據(jù)。

用于體外評估動脈內(nèi)皮微環(huán)境血流動力學(xué)特性的MCS和用于細(xì)胞力學(xué)生物學(xué)體外研究的ECCM能夠克服動物實(shí)驗(yàn)和臨床實(shí)驗(yàn)所面臨的個(gè)體差異大、在體信號檢測困難、實(shí)驗(yàn)周期長、成本高且存在倫理爭論等問題?；贛CS和ECCM，本文作者與合作者開展了心血管細(xì)胞力學(xué)生物學(xué)相關(guān)的實(shí)驗(yàn)[83, 102-103, 108-109]、微尺度流動與傳質(zhì)分析[93-94, 110-113]、細(xì)胞動力學(xué)建模[114-116]與控制[117-118]等工作，這些工作拓展了定量化研究細(xì)胞力學(xué)生物學(xué)的思路。然而，目前已有的MCS和ECCM對不同生理病理狀態(tài)以及不同力學(xué)療法條件下的局部動脈內(nèi)皮微環(huán)境中血流動力學(xué)信號的精準(zhǔn)模擬，還缺乏一套系統(tǒng)的理論方法；對細(xì)胞外血流動力學(xué)變量、生化微環(huán)境的精確控制尚存在不足，對動脈內(nèi)皮細(xì)胞響應(yīng)血流動力學(xué)信號的關(guān)鍵生化反應(yīng)和信號分子變化還缺乏有效的在線監(jiān)測分析手段。這些問題的解決，將為進(jìn)一步深入研究不同生理病理狀態(tài)以及不同力學(xué)療法引起的血流動力學(xué)微環(huán)境改變調(diào)控動脈內(nèi)皮功能的規(guī)律及其力學(xué)生物學(xué)機(jī)制提供新的視角，為尋找科學(xué)合理的手術(shù)與力學(xué)康復(fù)療法以逆轉(zhuǎn)動脈功能失調(diào)、進(jìn)而提高心腦血管疾病的治療與康復(fù)效果提供科學(xué)依據(jù)，具有廣闊的臨床應(yīng)用前景。

致謝:感謝大連理工大學(xué)王宇副教授與博士研究生于苗、楊雨濃為本文插圖制作提供的幫助。