心室輔助中血流脈動(dòng)量對主動(dòng)脈血流動(dòng)力學(xué)影響的多維度探究一、引言1.1研究背景與意義心力衰竭是一種嚴(yán)重的臨床綜合征，被視為許多心血管疾病的終末階段。近年來，隨著心血管疾病發(fā)病率的上升，心力衰竭的患病率也呈逐漸增加的趨勢。據(jù)相關(guān)數(shù)據(jù)統(tǒng)計(jì)，我國≥25歲人群中心衰患病率達(dá)1.1%，患者人數(shù)約為1210萬，每年新發(fā)心衰患者297萬人。心衰不僅嚴(yán)重影響患者的生活質(zhì)量，還具有較高的死亡率，其五年死亡率在50%-60%，與常見惡性腫瘤的五年病死率相當(dāng)，給患者家庭和社會帶來了沉重的經(jīng)濟(jì)負(fù)擔(dān)。心臟移植曾被認(rèn)為是治療終末期心衰的最有效手段，然而，由于供心來源稀缺、高昂的治療費(fèi)用以及嚴(yán)格的病人條件限制，心臟移植的廣泛應(yīng)用受到了極大的阻礙。在這種情況下，人工心臟作為一種能夠部分或完全替代心臟泵血功能的機(jī)械裝置，成為了挽救嚴(yán)重心衰患者生命的關(guān)鍵希望。人工心臟，也被稱作心室輔助裝置，其核心部件血泵主要分為脈動(dòng)流和連續(xù)流兩種類型。第一代脈動(dòng)流血泵存在著體積大、噪音大、能耗高等諸多問題，這些問題至今仍難以得到有效解決。因此，第二代連續(xù)流血泵逐漸成為了當(dāng)前研究的重點(diǎn)與熱點(diǎn)。傳統(tǒng)的手術(shù)方式采用從心尖到升主動(dòng)脈搭橋的方法，將血泵與左心室并聯(lián)連接，二者分別將血液輸送到主動(dòng)脈。而本項(xiàng)目組自主研發(fā)的人工心臟泵，是一款具有源頭創(chuàng)新意義的連續(xù)流血泵。它采用了獨(dú)特的串聯(lián)連接方式，將血泵放置在主動(dòng)脈根部，這種創(chuàng)新設(shè)計(jì)改變了主動(dòng)脈內(nèi)原有的血流脈動(dòng)性。學(xué)術(shù)界對于脈動(dòng)流與非脈動(dòng)流對人體的影響一直存在激烈的爭論，以往的研究焦點(diǎn)大多集中在完全輔助和未輔助這兩種極端情況，對于處于二者之間不同輔助水平下的情況研究相對較少，相關(guān)報(bào)道也極為有限。特別是針對串聯(lián)術(shù)式，目前尚未開展系統(tǒng)深入的研究。主動(dòng)脈作為人體最重要的大血管，其血流動(dòng)力學(xué)狀態(tài)對于維持全身各組織器官的正常血液供應(yīng)和生理功能起著至關(guān)重要的作用。血流脈動(dòng)量的變化會直接影響主動(dòng)脈內(nèi)的血流速度、壓力分布、壁面切應(yīng)力等血流動(dòng)力學(xué)參數(shù)，而這些參數(shù)的改變又與心血管疾病的發(fā)生、發(fā)展密切相關(guān)。例如，異常的壁面切應(yīng)力可能導(dǎo)致血管內(nèi)皮細(xì)胞損傷，進(jìn)而引發(fā)動(dòng)脈粥樣硬化等疾病。因此，深入研究心室輔助中血流脈動(dòng)量對主動(dòng)脈血流動(dòng)力學(xué)的影響，對于優(yōu)化人工心臟的設(shè)計(jì)和臨床應(yīng)用具有重要的科學(xué)意義和實(shí)際應(yīng)用價(jià)值。通過本研究，有望揭示不同術(shù)式和輔助水平下血流脈動(dòng)量與主動(dòng)脈血流動(dòng)力學(xué)之間的內(nèi)在聯(lián)系和作用機(jī)制，為臨床醫(yī)生提供更科學(xué)、準(zhǔn)確的治療方案和決策依據(jù)，從而提高心衰患者的治療效果和生活質(zhì)量，推動(dòng)人工心臟技術(shù)的進(jìn)一步發(fā)展和完善。1.2研究目的與創(chuàng)新點(diǎn)本研究旨在通過數(shù)值模擬和實(shí)驗(yàn)相結(jié)合的方法，深入探究心室輔助中血流脈動(dòng)量對主動(dòng)脈血流動(dòng)力學(xué)的影響。具體而言，首先運(yùn)用集中參數(shù)模型對心室輔助不同術(shù)式下的血流特性進(jìn)行分析，研究脈動(dòng)指數(shù)（PI）、脈動(dòng)能量指數(shù)（PPI）、等效能量壓（EEP）以及殘余血流動(dòng)力能（SHE）等脈動(dòng)指標(biāo)隨輔助水平的變化規(guī)律。在此基礎(chǔ)上，借助數(shù)值模擬手段，開展主動(dòng)脈流固耦合（FSI）計(jì)算，定量分析不同脈動(dòng)性血流對主動(dòng)脈血流動(dòng)力學(xué)的影響，包括血流速度、壓力分布以及壁面切應(yīng)力等參數(shù)的變化。同時(shí)，通過體外實(shí)驗(yàn)和動(dòng)物實(shí)驗(yàn)對理論分析和數(shù)值模擬結(jié)果進(jìn)行驗(yàn)證，進(jìn)一步明確血流脈動(dòng)量與主動(dòng)脈血流動(dòng)力學(xué)之間的內(nèi)在聯(lián)系。本研究的創(chuàng)新點(diǎn)主要體現(xiàn)在以下兩個(gè)方面。一方面，針對不同輔助水平下血流脈動(dòng)量對主動(dòng)脈血流動(dòng)力學(xué)的影響展開研究。以往的研究多聚焦于完全輔助和未輔助的極端情況，而本研究將關(guān)注重點(diǎn)放在了不同程度的輔助水平上，填補(bǔ)了這一領(lǐng)域在中間輔助狀態(tài)研究方面的空白，有助于更全面、深入地了解心室輔助過程中主動(dòng)脈血流動(dòng)力學(xué)的變化規(guī)律，為臨床治療提供更具針對性的理論支持。另一方面，首次對串聯(lián)術(shù)式下血流脈動(dòng)量對主動(dòng)脈血流動(dòng)力學(xué)的影響進(jìn)行系統(tǒng)性研究。本項(xiàng)目組自主研發(fā)的連續(xù)流血泵采用獨(dú)特的串聯(lián)連接方式，放置于主動(dòng)脈根部，這種創(chuàng)新的術(shù)式改變了主動(dòng)脈內(nèi)原有的血流脈動(dòng)性，但目前針對該術(shù)式的相關(guān)研究尚未開展。本研究將深入探究串聯(lián)術(shù)式下血流脈動(dòng)量與主動(dòng)脈血流動(dòng)力學(xué)之間的關(guān)系，為這種新型人工心臟泵的臨床應(yīng)用和優(yōu)化設(shè)計(jì)提供重要的科學(xué)依據(jù)，有望推動(dòng)人工心臟技術(shù)在串聯(lián)術(shù)式方面的發(fā)展和創(chuàng)新。1.3國內(nèi)外研究現(xiàn)狀在心室輔助裝置的研究領(lǐng)域，國外起步相對較早，積累了較為豐富的研究成果和臨床經(jīng)驗(yàn)。早期的研究主要集中在脈動(dòng)流血泵的研發(fā)與應(yīng)用上，然而由于其自身存在的諸多缺陷，逐漸被連續(xù)流血泵所取代。近年來，國外對連續(xù)流血泵的研究取得了顯著進(jìn)展，在血泵的設(shè)計(jì)優(yōu)化、血流動(dòng)力學(xué)特性分析以及臨床應(yīng)用效果評估等方面都有深入的探索。例如，一些研究團(tuán)隊(duì)通過改進(jìn)血泵的葉輪設(shè)計(jì)和流道結(jié)構(gòu)，提高了血泵的效率和血液相容性，減少了溶血和血栓形成的風(fēng)險(xiǎn)。在臨床應(yīng)用方面，國外已經(jīng)有多種成熟的連續(xù)流血泵產(chǎn)品獲批上市，并廣泛應(yīng)用于臨床治療，取得了較好的治療效果。國內(nèi)對于心室輔助裝置的研究雖然起步較晚，但發(fā)展迅速，近年來在相關(guān)領(lǐng)域取得了一系列重要成果。許多科研機(jī)構(gòu)和高校紛紛開展了人工心臟的研發(fā)工作，部分國產(chǎn)連續(xù)流血泵已經(jīng)進(jìn)入臨床試驗(yàn)階段，并展現(xiàn)出良好的應(yīng)用前景。例如，本項(xiàng)目組自主研發(fā)的連續(xù)流血泵采用獨(dú)特的串聯(lián)連接方式，放置于主動(dòng)脈根部，這種創(chuàng)新設(shè)計(jì)為心室輔助裝置的研究提供了新的思路和方向。同時(shí)，國內(nèi)在心室輔助裝置的血流動(dòng)力學(xué)研究、數(shù)值模擬和實(shí)驗(yàn)技術(shù)等方面也不斷取得突破，為進(jìn)一步優(yōu)化血泵設(shè)計(jì)和提高臨床治療效果奠定了堅(jiān)實(shí)的基礎(chǔ)。在血流脈動(dòng)量與主動(dòng)脈血流動(dòng)力學(xué)關(guān)系的研究方面，國內(nèi)外學(xué)者也進(jìn)行了大量的工作。一些研究通過實(shí)驗(yàn)測量和數(shù)值模擬的方法，分析了不同血流脈動(dòng)量下主動(dòng)脈內(nèi)的血流速度、壓力分布和壁面切應(yīng)力等參數(shù)的變化規(guī)律。研究發(fā)現(xiàn)，血流脈動(dòng)量的改變會對主動(dòng)脈血流動(dòng)力學(xué)產(chǎn)生顯著影響，例如，脈動(dòng)流可以增加主動(dòng)脈內(nèi)的血流擾動(dòng)，促進(jìn)血液的混合和物質(zhì)交換，但同時(shí)也可能導(dǎo)致較高的壁面切應(yīng)力，增加血管內(nèi)皮細(xì)胞損傷的風(fēng)險(xiǎn)。而連續(xù)流雖然可以降低壁面切應(yīng)力，但可能會影響血液的正常生理功能，如紅細(xì)胞的變形能力和血小板的活性等。此外，還有一些研究關(guān)注了血流脈動(dòng)量與心血管疾病之間的關(guān)聯(lián)，發(fā)現(xiàn)異常的血流脈動(dòng)量可能是導(dǎo)致動(dòng)脈粥樣硬化、主動(dòng)脈瘤等疾病發(fā)生發(fā)展的重要因素之一。然而，目前國內(nèi)外的研究仍存在一些不足之處。首先，對于不同輔助水平下血流脈動(dòng)量對主動(dòng)脈血流動(dòng)力學(xué)的影響研究還不夠深入和系統(tǒng)，大部分研究集中在完全輔助和未輔助的極端情況，對于中間輔助狀態(tài)下的血流動(dòng)力學(xué)變化規(guī)律了解較少。其次，針對串聯(lián)術(shù)式的研究相對匱乏，由于這種術(shù)式改變了主動(dòng)脈內(nèi)原有的血流脈動(dòng)性，其對主動(dòng)脈血流動(dòng)力學(xué)的影響機(jī)制尚不清楚，需要進(jìn)一步開展深入的研究。此外，現(xiàn)有的研究方法在模擬真實(shí)生理環(huán)境方面還存在一定的局限性，例如，數(shù)值模擬中對血液的非牛頓流體特性和血管壁的彈性變形考慮不夠充分，實(shí)驗(yàn)研究中難以完全模擬人體復(fù)雜的生理?xiàng)l件和血流動(dòng)力學(xué)環(huán)境等。因此，有必要進(jìn)一步加強(qiáng)對心室輔助中血流脈動(dòng)量與主動(dòng)脈血流動(dòng)力學(xué)關(guān)系的研究，完善研究方法和技術(shù)手段，為人工心臟的設(shè)計(jì)優(yōu)化和臨床應(yīng)用提供更加科學(xué)、準(zhǔn)確的理論依據(jù)。二、心室輔助及血流動(dòng)力學(xué)相關(guān)理論基礎(chǔ)2.1心室輔助裝置概述人工心臟，也被稱作心室輔助裝置，是一種通過機(jī)械手段來實(shí)現(xiàn)心臟部分或全部泵血功能的裝置，其核心目標(biāo)是確保全身組織和器官能夠獲得充足的血液供應(yīng)。心室輔助裝置作為治療終末期心力衰竭的重要手段，根據(jù)其工作原理和血流方式的不同，主要分為脈動(dòng)流和連續(xù)流兩種類型。第一代脈動(dòng)流血泵是心室輔助裝置發(fā)展歷程中的早期產(chǎn)物，其工作原理是模仿自然心臟的搏動(dòng)方式，通過周期性的收縮和舒張來推動(dòng)血液流動(dòng)，從而產(chǎn)生脈動(dòng)性的血流。這種脈動(dòng)性血流在一定程度上與人體自然的血液循環(huán)模式相似，能夠維持血管壁的正常生理功能和代謝需求。例如，脈動(dòng)性血流可以促進(jìn)血管內(nèi)皮細(xì)胞的正常生長和功能維持，有助于保持血管的彈性和順應(yīng)性。然而，脈動(dòng)流血泵也存在著諸多難以克服的缺點(diǎn)。首先，其體積通常較大，這給患者的身體負(fù)擔(dān)和生活便利性帶來了很大的影響。較大的體積不僅限制了患者的活動(dòng)范圍，還增加了植入手術(shù)的難度和風(fēng)險(xiǎn)。其次，脈動(dòng)流血泵運(yùn)行時(shí)會產(chǎn)生較大的噪音，這不僅會對患者的心理狀態(tài)造成負(fù)面影響，還可能干擾患者的日常生活和休息。此外，該血泵能耗較高，需要消耗大量的能源來維持其工作，這不僅增加了使用成本，還對能源供應(yīng)提出了較高的要求。這些問題至今仍制約著脈動(dòng)流血泵的廣泛應(yīng)用和進(jìn)一步發(fā)展。第二代連續(xù)流血泵則采用了完全不同的工作方式，它通過高速旋轉(zhuǎn)的葉輪或其他驅(qū)動(dòng)裝置，使血液以連續(xù)、平穩(wěn)的方式流動(dòng)，從而提供持續(xù)的非生理性血流。與第一代脈動(dòng)流血泵相比，連續(xù)流血泵具有顯著的優(yōu)勢。首先，連續(xù)流血泵的體積較小，更便于植入患者體內(nèi)，減少了對患者身體的負(fù)擔(dān)和手術(shù)的難度。例如，一些小型化的連續(xù)流血泵可以植入患者的胸腔內(nèi)，大大提高了患者的生活質(zhì)量和活動(dòng)能力。其次，連續(xù)流血泵運(yùn)行時(shí)噪音較小，對患者的生活干擾較小，有助于提高患者的心理舒適度。此外，連續(xù)流血泵的能耗相對較低，降低了使用成本和能源供應(yīng)的壓力。由于其具有較高的血液相容性和耐久性，連續(xù)流血泵在臨床上得到了越來越廣泛的應(yīng)用。例如，HeartMateII是一款典型的第二代連續(xù)流血泵，在臨床應(yīng)用中取得了較好的效果，為眾多心力衰竭患者提供了有效的治療手段。然而，連續(xù)流血泵也并非完美無缺。由于其提供的是非生理性的連續(xù)血流，缺乏自然心臟搏動(dòng)所產(chǎn)生的脈動(dòng)性，可能會導(dǎo)致一些潛在的問題。例如，長期使用連續(xù)流血泵可能會影響血管內(nèi)皮細(xì)胞的功能，導(dǎo)致血管壁的適應(yīng)性改變，增加血栓形成和心血管疾病的風(fēng)險(xiǎn)。此外，連續(xù)血流還可能對血液中的細(xì)胞成分產(chǎn)生一定的影響，如紅細(xì)胞的變形能力和血小板的活性等，進(jìn)而影響血液的正常生理功能。因此，對于連續(xù)流血泵的研究和改進(jìn)仍在不斷進(jìn)行中，旨在進(jìn)一步提高其性能和安全性，減少并發(fā)癥的發(fā)生。2.2血流動(dòng)力學(xué)基本原理血流動(dòng)力學(xué)是一門將力學(xué)理論與方法和生物學(xué)、醫(yī)學(xué)原理有機(jī)結(jié)合的學(xué)科，主要研究血液和血管的力學(xué)特性，以及血液在心血管系統(tǒng)中的流動(dòng)規(guī)律。其基本原理既與一般流體力學(xué)存在共同點(diǎn)，又因血管系統(tǒng)的復(fù)雜性和血液的特殊性質(zhì)而具有自身獨(dú)特的特點(diǎn)。血流量是血流動(dòng)力學(xué)中的一個(gè)重要參數(shù)，它指的是在單位時(shí)間內(nèi)流經(jīng)血管某一橫截面的血量，也被稱為容積速度，通常以毫升/分鐘或升/分鐘為單位進(jìn)行表示。血流速度則是指血液中某一質(zhì)點(diǎn)在血管內(nèi)移動(dòng)的線速度，其與血流量成正比，與血管的橫截面積成反比。泊肅葉定律揭示了液體在管道系統(tǒng)中流動(dòng)的規(guī)律，通過該定律可以計(jì)算出流量，公式為Q=\frac{\pir^{4}\DeltaP}{8\etaL}（其中，Q是液體流量，\DeltaP是管道兩端的壓力差，r為管道半徑，L是管道長度，\eta是液體的粘滯度）。由此可知，單位時(shí)間內(nèi)的血流量與血管兩端的壓力差以及血管半徑的4次方成正比，而與血管的長度成反比。在其他因素相同的情況下，若血管半徑增大一倍，其血流量將增加至原來的16倍，這充分說明了血管直徑是決定血流量多少的關(guān)鍵因素。血液在血管內(nèi)的流動(dòng)方式主要包括層流和湍流。層流是一種規(guī)則運(yùn)動(dòng)，在層流狀態(tài)下，液體每個(gè)質(zhì)點(diǎn)的流動(dòng)方向一致，均與管道長軸平行，但各質(zhì)點(diǎn)的流速不同，在管道軸心處流速最快，越靠近管壁的軸層流速越慢，各軸層速度矢量呈拋物線分布。泊肅葉定律適用于層流狀態(tài)，人體的血液循環(huán)在正常情況下通常屬于層流形式。然而，當(dāng)血流速度加速到一定程度后，層流狀態(tài)會被破壞，此時(shí)血液中各個(gè)質(zhì)點(diǎn)的流動(dòng)方向不再一致，出現(xiàn)漩渦，這種流動(dòng)狀態(tài)被稱為湍流。在湍流情況下，泊肅葉定律不再適用。湍流的形成條件可以通過雷諾數(shù)（Reynolds數(shù)，簡寫為Re）來判斷，公式為Re=\frac{\rhoVD}{\eta}（其中，Re數(shù)無單位，V為血液的平均流速，單位為cm/s；D代表管腔直徑，單位為cm；\rho為血液密度，單位為g/cm^{3}；\eta代表血液粘滯度，單位為泊）。通常當(dāng)Re數(shù)超過2000時(shí)，就可能發(fā)生湍流。在血流速度快、血管口徑大、血液粘滯度低的情況下，更容易發(fā)生湍流。正常情況下，心室內(nèi)存在一定程度的湍流，一般認(rèn)為這有利于血液的充分混合。但在病理情況下，如房室瓣狹窄、主動(dòng)脈瓣狹窄以及動(dòng)脈導(dǎo)管未閉等，均可因湍流的形成而產(chǎn)生雜音。血流阻力是血液在血管內(nèi)流動(dòng)時(shí)所遇到的阻力，其產(chǎn)生的主要原因是血液流動(dòng)時(shí)與血管壁以及血液內(nèi)部分子之間的相互摩擦。這種摩擦?xí)囊徊糠帜芰坎⑥D(zhuǎn)化為熱能，導(dǎo)致血液流動(dòng)時(shí)的能量逐漸減少，促使血液流動(dòng)的壓力逐漸降低。湍流時(shí)，由于血液流動(dòng)方向不一致，阻力更大，能量消耗也更多。血流阻力一般不能直接測量，而是通過測量血流量和血管兩端壓力差來計(jì)算得出，三者關(guān)系可用公式R=\frac{P_{1}-P_{2}}{Q}表示（其中，Q代表血流量，P_{1}-P_{2}代表血管兩端壓力差，R代表血流阻力）。結(jié)合泊肅葉定律，可得到計(jì)算血流阻力的公式R=\frac{8\etaL}{\pir^{4}}，由此可知血流阻力與血管的粘滯度以及血管長度成正比，與血管半徑的4次方成反比。當(dāng)血管長度相同時(shí)，血液粘滯度越大，血管直徑越小，血流的阻力也就越大。在同一血管床內(nèi)，血管長度L與血液粘滯度\eta在一段時(shí)間內(nèi)變化相對較小，而血管半徑的微小變化就會對血流阻力產(chǎn)生顯著影響，因此體內(nèi)各段血管中以微動(dòng)脈處的阻力最大。機(jī)體對血流量的分配調(diào)節(jié)主要是通過控制各器官阻力血管的口徑來實(shí)現(xiàn)的。血壓是指血管內(nèi)流動(dòng)的血液對血管側(cè)壁的壓強(qiáng)，即單位面積上的壓力，單位是帕，在臨床上習(xí)慣用mmHg來表示。通常所說的血壓是指動(dòng)脈血壓，血壓在各段血管內(nèi)的下降幅度與該段血管對血流阻力的大小呈正比。在心血管系統(tǒng)中，血壓的形成主要依賴于心臟的射血?jiǎng)恿屯庵苎艿淖枇?。心臟收縮時(shí)將血液射入動(dòng)脈，形成收縮壓；心臟舒張時(shí)，動(dòng)脈彈性回縮，維持一定的舒張壓。正常的血壓水平對于保證全身組織器官的血液灌注和正常生理功能至關(guān)重要。血液是一種非牛頓流體，其流變學(xué)特性與牛頓流體存在顯著差異。牛頓流體在流動(dòng)時(shí)，切應(yīng)力與切變率成正比，其粘度為常數(shù)，不隨切變率的變化而改變。而血液的粘度并非固定不變，它會隨著切變率的變化而發(fā)生改變，表現(xiàn)出剪切稀化的特性。在低切變率下，血液中的紅細(xì)胞容易聚集形成緡錢狀結(jié)構(gòu)，導(dǎo)致血液粘度較高；隨著切變率的增加，紅細(xì)胞逐漸分散，血液粘度逐漸降低。此外，血液的粘度還受到血細(xì)胞比容、血漿成分、溫度等多種因素的影響。血細(xì)胞比容是決定血液粘滯度最重要的因素，血細(xì)胞比容越高，血液粘滯度越大。血漿中的蛋白質(zhì)、脂質(zhì)等成分也會影響血液的粘滯度。血液的非牛頓流體特性對主動(dòng)脈血流動(dòng)力學(xué)有著重要的影響。在主動(dòng)脈中，由于血流速度和切變率的分布不均勻，血液的粘度也會相應(yīng)地發(fā)生變化。這種粘度的變化會影響血流的阻力和流量分布，進(jìn)而對主動(dòng)脈的血流動(dòng)力學(xué)狀態(tài)產(chǎn)生影響。例如，在主動(dòng)脈分叉等部位，血流速度和切變率發(fā)生急劇變化，血液的非牛頓流體特性可能導(dǎo)致局部血流阻力增加，血流速度分布改變，從而影響該部位的血液供應(yīng)和血管壁的受力情況。了解血液的非牛頓流體特性及其對主動(dòng)脈血流動(dòng)力學(xué)的影響，對于深入研究心血管系統(tǒng)的生理和病理過程具有重要意義。2.3主動(dòng)脈結(jié)構(gòu)與功能對血流動(dòng)力學(xué)的影響主動(dòng)脈是人體最為重要的大血管，其解剖結(jié)構(gòu)呈現(xiàn)出復(fù)雜而精妙的特點(diǎn)，在維持正常血流動(dòng)力學(xué)方面發(fā)揮著至關(guān)重要的作用。主動(dòng)脈從心臟的左心室出發(fā)，先向上形成升主動(dòng)脈，然后向左后方彎曲，形成主動(dòng)脈弓，接著沿脊柱左側(cè)下行，穿過膈肌的主動(dòng)脈裂孔進(jìn)入腹腔，移行為降主動(dòng)脈。升主動(dòng)脈根部與左心室相連，此處的主動(dòng)脈瓣在心臟收縮期開放，使左心室射出的血液進(jìn)入主動(dòng)脈；在心臟舒張期，主動(dòng)脈瓣關(guān)閉，防止血液逆流回左心室。主動(dòng)脈弓是主動(dòng)脈的重要組成部分，其凸側(cè)發(fā)出三大分支，從右向左依次為頭臂干、左頸總動(dòng)脈和左鎖骨下動(dòng)脈，這些分支為頭頸部和上肢提供血液供應(yīng)。降主動(dòng)脈又分為胸主動(dòng)脈和腹主動(dòng)脈，胸主動(dòng)脈主要為胸部器官供血，腹主動(dòng)脈則為腹部器官供血。主動(dòng)脈的這種解剖結(jié)構(gòu)，使其能夠?qū)⑿呐K射出的血液高效地輸送到全身各個(gè)部位，保證了機(jī)體各組織器官的正常血液灌注。主動(dòng)脈的結(jié)構(gòu)特點(diǎn)對其血流動(dòng)力學(xué)特性有著顯著的影響。主動(dòng)脈具有獨(dú)特的彈性和順應(yīng)性，其血管壁由內(nèi)膜、中膜和外膜組成。內(nèi)膜主要由內(nèi)皮細(xì)胞和內(nèi)皮下層構(gòu)成，內(nèi)皮細(xì)胞光滑的表面有助于減少血液流動(dòng)的阻力，維持血液的正常流動(dòng)。中膜含有大量的彈性纖維和平滑肌細(xì)胞，彈性纖維賦予主動(dòng)脈良好的彈性，使其在心臟收縮期能夠擴(kuò)張，儲存血液的動(dòng)能；在心臟舒張期，彈性纖維回縮，將儲存的能量釋放出來，推動(dòng)血液繼續(xù)流動(dòng)，從而維持了舒張壓的穩(wěn)定。外膜主要由結(jié)締組織構(gòu)成，起到保護(hù)和支持血管的作用。主動(dòng)脈的彈性和順應(yīng)性使得主動(dòng)脈內(nèi)的血流具有脈動(dòng)性，這種脈動(dòng)性血流對于維持正常的生理功能至關(guān)重要。例如，脈動(dòng)性血流可以促進(jìn)血管內(nèi)皮細(xì)胞的正常代謝和功能維持，有助于保持血管的健康。此外，主動(dòng)脈的分支結(jié)構(gòu)也會影響血流動(dòng)力學(xué)。在主動(dòng)脈分支處，血流會發(fā)生分流和匯合，導(dǎo)致局部血流速度、壓力分布和壁面切應(yīng)力等參數(shù)發(fā)生變化。這些變化可能會影響血液的流動(dòng)穩(wěn)定性和物質(zhì)交換，進(jìn)而對血管壁的生理功能產(chǎn)生影響。主動(dòng)脈在維持正常血流動(dòng)力學(xué)中發(fā)揮著多種重要功能。它不僅是心臟向全身供血的主要通道，還具有緩沖和調(diào)節(jié)血壓的作用。如前所述，主動(dòng)脈的彈性和順應(yīng)性使其能夠在心臟收縮期儲存能量，在舒張期釋放能量，從而緩沖了心臟射血時(shí)產(chǎn)生的壓力波動(dòng)，使血壓保持相對穩(wěn)定。主動(dòng)脈還參與了血液的分配和調(diào)節(jié)。通過調(diào)節(jié)主動(dòng)脈分支血管的阻力，主動(dòng)脈可以根據(jù)機(jī)體各組織器官的代謝需求，合理分配血液流量。在運(yùn)動(dòng)時(shí)，肌肉組織的代謝需求增加，主動(dòng)脈會通過調(diào)節(jié)分支血管的口徑，增加對肌肉組織的血液供應(yīng)；而在休息時(shí)，對肌肉組織的血液供應(yīng)則會相應(yīng)減少。主動(dòng)脈內(nèi)存在著壓力感受器，如頸動(dòng)脈竇和主動(dòng)脈弓壓力感受器，它們能夠感受主動(dòng)脈內(nèi)壓力的變化，并將信號傳入中樞神經(jīng)系統(tǒng)。中樞神經(jīng)系統(tǒng)根據(jù)這些信號，通過神經(jīng)和體液調(diào)節(jié)機(jī)制，對心臟的泵血功能和血管的舒縮狀態(tài)進(jìn)行調(diào)節(jié)，從而維持血流動(dòng)力學(xué)的穩(wěn)定。例如，當(dāng)主動(dòng)脈內(nèi)壓力升高時(shí)，壓力感受器會將信號傳入中樞神經(jīng)系統(tǒng)，使交感神經(jīng)興奮性降低，副交感神經(jīng)興奮性增強(qiáng)，導(dǎo)致心率減慢、心肌收縮力減弱，血管舒張，從而使血壓下降；反之，當(dāng)主動(dòng)脈內(nèi)壓力降低時(shí)，會通過相反的調(diào)節(jié)機(jī)制使血壓升高。主動(dòng)脈的這些功能相互協(xié)作，共同維持了人體正常的血流動(dòng)力學(xué)狀態(tài)，保證了各組織器官的正常生理功能。三、數(shù)值模擬方法與模型建立3.1數(shù)值模擬的選擇依據(jù)在研究心室輔助中血流脈動(dòng)量對主動(dòng)脈血流動(dòng)力學(xué)的影響時(shí)，數(shù)值模擬方法具有諸多不可替代的優(yōu)勢，這使其成為本研究的重要選擇依據(jù)。從成本角度來看，傳統(tǒng)的實(shí)驗(yàn)研究方法往往需要投入大量的資金用于設(shè)備購置、實(shí)驗(yàn)材料準(zhǔn)備以及動(dòng)物實(shí)驗(yàn)等方面。例如，進(jìn)行動(dòng)物實(shí)驗(yàn)時(shí)，需要購買實(shí)驗(yàn)動(dòng)物、建設(shè)專門的實(shí)驗(yàn)場地和飼養(yǎng)設(shè)施，還需要配備專業(yè)的實(shí)驗(yàn)人員進(jìn)行操作和護(hù)理，這些都將產(chǎn)生高昂的費(fèi)用。相比之下，數(shù)值模擬只需在計(jì)算機(jī)上利用相關(guān)軟件和算法進(jìn)行模擬計(jì)算，雖然前期需要購置一定的硬件設(shè)備和軟件許可證，但從長期來看，其成本遠(yuǎn)遠(yuǎn)低于實(shí)驗(yàn)研究，能夠在有限的研究經(jīng)費(fèi)下開展更廣泛的研究。數(shù)值模擬具有極高的可重復(fù)性。在實(shí)驗(yàn)研究中，由于受到實(shí)驗(yàn)條件、實(shí)驗(yàn)動(dòng)物個(gè)體差異等多種因素的影響，很難保證每次實(shí)驗(yàn)的條件完全一致，從而導(dǎo)致實(shí)驗(yàn)結(jié)果可能存在一定的偏差。而在數(shù)值模擬中，只要設(shè)定好相同的初始條件和邊界條件，就可以精確地重復(fù)模擬過程，得到完全相同的結(jié)果。這使得研究人員能夠?qū)Σ煌膮?shù)進(jìn)行系統(tǒng)的研究和分析，深入探究血流脈動(dòng)量與主動(dòng)脈血流動(dòng)力學(xué)之間的關(guān)系。例如，通過改變血泵的輔助水平、血流脈動(dòng)量等參數(shù)，多次進(jìn)行數(shù)值模擬，就可以清晰地觀察到這些參數(shù)對主動(dòng)脈血流動(dòng)力學(xué)的影響規(guī)律。數(shù)值模擬還能夠提供豐富的細(xì)節(jié)信息。在實(shí)驗(yàn)研究中，由于測量技術(shù)的限制，往往只能獲取有限的血流動(dòng)力學(xué)參數(shù)，而且對于一些復(fù)雜的流場結(jié)構(gòu)和微觀現(xiàn)象難以進(jìn)行精確的測量和分析。而數(shù)值模擬可以通過計(jì)算流體力學(xué)（CFD）等方法，對主動(dòng)脈內(nèi)的血流進(jìn)行全面的模擬和分析，得到血流速度、壓力分布、壁面切應(yīng)力等詳細(xì)的參數(shù)信息。這些信息不僅有助于深入理解主動(dòng)脈血流動(dòng)力學(xué)的內(nèi)在機(jī)制，還能夠?yàn)槿斯ば呐K的設(shè)計(jì)和優(yōu)化提供重要的理論依據(jù)。例如，通過數(shù)值模擬可以精確地計(jì)算出主動(dòng)脈不同部位的壁面切應(yīng)力分布，從而判斷哪些部位容易受到血流的損傷，為改進(jìn)人工心臟的設(shè)計(jì)提供參考。此外，數(shù)值模擬能夠模擬一些在實(shí)驗(yàn)中難以實(shí)現(xiàn)的工況和條件。在心室輔助研究中，有些極端的輔助水平或者特殊的生理病理狀態(tài)可能在實(shí)驗(yàn)中難以模擬，或者會對實(shí)驗(yàn)動(dòng)物造成過大的傷害。而數(shù)值模擬則可以通過合理的假設(shè)和參數(shù)設(shè)置，輕松地模擬這些工況，為研究提供了更廣闊的空間。例如，通過數(shù)值模擬可以研究在完全輔助狀態(tài)下主動(dòng)脈血流動(dòng)力學(xué)的變化情況，以及在某些疾病狀態(tài)下血流脈動(dòng)量對主動(dòng)脈的影響，這些研究對于深入了解心室輔助的作用機(jī)制和優(yōu)化治療方案具有重要意義。數(shù)值模擬方法在研究心室輔助中血流脈動(dòng)量對主動(dòng)脈血流動(dòng)力學(xué)的影響方面具有成本低、可重復(fù)性高、提供信息豐富以及能夠模擬特殊工況等顯著優(yōu)勢，這些優(yōu)勢使其成為本研究不可或缺的重要手段。3.2幾何模型構(gòu)建本研究選取一位[具體病例特征，如年齡、性別、病情等]患者的主動(dòng)脈醫(yī)學(xué)影像數(shù)據(jù)作為構(gòu)建幾何模型的基礎(chǔ)，這些數(shù)據(jù)通過高分辨率的計(jì)算機(jī)斷層掃描（CT）或磁共振成像（MRI）技術(shù)獲取，以確保能夠精確捕捉主動(dòng)脈及其主要分支的復(fù)雜幾何形態(tài)。利用專業(yè)的醫(yī)學(xué)圖像處理軟件，如Mimics軟件，對獲取的醫(yī)學(xué)影像數(shù)據(jù)進(jìn)行處理。首先，通過閾值分割技術(shù)，將主動(dòng)脈及其分支從周圍的組織和器官中分離出來，得到主動(dòng)脈的初始輪廓。然后，運(yùn)用圖像平滑和細(xì)化等操作，對初始輪廓進(jìn)行優(yōu)化，去除噪聲和不必要的細(xì)節(jié)，提高模型的精度和準(zhǔn)確性。在這個(gè)過程中，需要對圖像進(jìn)行仔細(xì)的觀察和分析，確保分割的準(zhǔn)確性，避免誤分割導(dǎo)致模型失真。在完成主動(dòng)脈及其主要分支的分割后，將處理好的數(shù)據(jù)導(dǎo)入到三維建模軟件，如GeomagicStudio中。在GeomagicStudio軟件中，根據(jù)主動(dòng)脈的解剖結(jié)構(gòu)和生理特點(diǎn)，對模型進(jìn)行進(jìn)一步的優(yōu)化和完善。通過曲面擬合、邊界修復(fù)等操作，構(gòu)建出光滑、連續(xù)的主動(dòng)脈三維幾何模型。該模型不僅包括主動(dòng)脈的主干部分，還詳細(xì)地呈現(xiàn)了主動(dòng)脈弓及其三大分支（頭臂干、左頸總動(dòng)脈和左鎖骨下動(dòng)脈）的幾何形狀和空間位置關(guān)系。對于主動(dòng)脈的一些特殊結(jié)構(gòu)，如主動(dòng)脈瓣、主動(dòng)脈竇等，也進(jìn)行了精確的建模，以保證模型能夠真實(shí)地反映主動(dòng)脈的解剖特征。對于血泵的建模，根據(jù)本項(xiàng)目組自主研發(fā)的連續(xù)流血泵的設(shè)計(jì)圖紙和實(shí)際尺寸，利用三維建模軟件進(jìn)行精確的構(gòu)建。血泵模型包括葉輪、流道、外殼等主要部件，并且對葉輪的形狀、葉片的數(shù)量和角度等關(guān)鍵參數(shù)進(jìn)行了準(zhǔn)確的設(shè)定，以模擬血泵在工作時(shí)的真實(shí)狀態(tài)。將構(gòu)建好的血泵模型與主動(dòng)脈模型進(jìn)行整合，按照串聯(lián)術(shù)式的要求，將血泵放置在主動(dòng)脈根部，使其與主動(dòng)脈實(shí)現(xiàn)精確的連接。在整合過程中，需要確保血泵與主動(dòng)脈之間的接口緊密、無縫，避免出現(xiàn)泄漏或流動(dòng)不暢等問題。通過以上步驟，成功構(gòu)建了包含主動(dòng)脈及其主要分支和血泵的精確幾何模型，為后續(xù)的數(shù)值模擬分析提供了堅(jiān)實(shí)的基礎(chǔ)。3.3數(shù)學(xué)模型與求解方法本研究采用不可壓縮的Navier-Stokes方程作為描述主動(dòng)脈內(nèi)血液流動(dòng)的控制方程，該方程能夠準(zhǔn)確地反映血液的流動(dòng)特性。其表達(dá)式如下：連續(xù)性方程：\nabla\cdot\vec{u}=0動(dòng)量方程：\rho(\frac{\partial\vec{u}}{\partialt}+\vec{u}\cdot\nabla\vec{u})=-\nablap+\mu\nabla^{2}\vec{u}+\vec{F}其中，\vec{u}是血流速度矢量，t為時(shí)間，\rho為血液密度，p表示壓力，\mu是血液動(dòng)力粘度，\vec{F}代表作用在血液上的體積力。由于血液是一種非牛頓流體，其粘度會隨著切變率的變化而改變。本研究采用Carreau-Yasuda模型來描述血液的非牛頓特性，該模型能夠較好地?cái)M合血液在不同切變率下的粘度變化。Carreau-Yasuda模型的表達(dá)式為：\mu=\mu_{\infty}+(\mu_{0}-\mu_{\infty})(1+(\lambda\dot{\gamma})^{a})^{\frac{n-1}{a}}其中，\mu_{0}是零切變率下的粘度，\mu_{\infty}為無窮大切變率下的粘度，\lambda是特征時(shí)間常數(shù)，\dot{\gamma}為切變率，n和a是與流體性質(zhì)相關(guān)的常數(shù)。通過該模型，可以更準(zhǔn)確地模擬血液在主動(dòng)脈內(nèi)的流動(dòng)行為，考慮到血液粘度變化對血流動(dòng)力學(xué)的影響。在主動(dòng)脈流固耦合（FSI）計(jì)算中，血管壁的力學(xué)行為采用線彈性模型進(jìn)行描述。根據(jù)彈性力學(xué)理論，線彈性模型的本構(gòu)方程可以表示為：\sigma_{ij}=D_{ijkl}\varepsilon_{kl}其中，\sigma_{ij}是應(yīng)力張量，D_{ijkl}為彈性剛度張量，\varepsilon_{kl}是應(yīng)變張量。該模型假設(shè)血管壁材料在受力過程中滿足胡克定律，即應(yīng)力與應(yīng)變成正比。通過線彈性模型，可以計(jì)算血管壁在血液流動(dòng)作用下的應(yīng)力和應(yīng)變分布，進(jìn)而分析血管壁的力學(xué)響應(yīng)。本研究選擇有限元法作為數(shù)值求解方法。有限元法是一種廣泛應(yīng)用于工程和科學(xué)計(jì)算領(lǐng)域的數(shù)值分析方法，它將連續(xù)的求解域離散為有限個(gè)單元的組合，通過對每個(gè)單元進(jìn)行分析和求解，最終得到整個(gè)求解域的近似解。在有限元法中，首先需要對構(gòu)建好的主動(dòng)脈幾何模型進(jìn)行網(wǎng)格劃分。利用專業(yè)的網(wǎng)格劃分軟件，如ANSYSICEMCFD，將主動(dòng)脈模型劃分為四面體或六面體等形狀的有限元網(wǎng)格。在劃分網(wǎng)格時(shí)，需要根據(jù)模型的幾何特征和計(jì)算精度要求，合理控制網(wǎng)格的尺寸和密度。對于主動(dòng)脈的關(guān)鍵部位，如主動(dòng)脈瓣、主動(dòng)脈竇以及分支血管處，采用加密的網(wǎng)格，以提高計(jì)算精度，準(zhǔn)確捕捉這些部位的血流動(dòng)力學(xué)細(xì)節(jié)。而在其他相對平坦的區(qū)域，可以適當(dāng)增大網(wǎng)格尺寸，以減少計(jì)算量，提高計(jì)算效率。在完成網(wǎng)格劃分后，將控制方程和邊界條件離散化，并應(yīng)用合適的數(shù)值算法進(jìn)行求解。本研究采用基于壓力的求解器，結(jié)合SIMPLE算法（Semi-ImplicitMethodforPressure-LinkedEquations）來實(shí)現(xiàn)速度和壓力的耦合求解。SIMPLE算法是一種常用的求解不可壓縮流體流動(dòng)問題的算法，它通過迭代的方式逐步求解速度場和壓力場，直到滿足收斂條件。在迭代過程中，不斷調(diào)整速度和壓力的數(shù)值，使得連續(xù)性方程和動(dòng)量方程在每個(gè)計(jì)算單元中都能得到滿足。在每一步迭代中，首先根據(jù)當(dāng)前的速度場計(jì)算壓力修正值，然后利用壓力修正值更新速度場，如此反復(fù)迭代，直到速度場和壓力場收斂到穩(wěn)定的解。為了確保數(shù)值模擬結(jié)果的準(zhǔn)確性和可靠性，需要對計(jì)算結(jié)果進(jìn)行驗(yàn)證和分析。一方面，將數(shù)值模擬結(jié)果與相關(guān)的實(shí)驗(yàn)數(shù)據(jù)或理論解進(jìn)行對比，檢查模擬結(jié)果的合理性。例如，將模擬得到的主動(dòng)脈內(nèi)血流速度分布與實(shí)驗(yàn)測量結(jié)果進(jìn)行對比，觀察兩者是否相符。另一方面，進(jìn)行網(wǎng)格獨(dú)立性測試，通過改變網(wǎng)格的尺寸和密度，計(jì)算不同網(wǎng)格下的結(jié)果，并分析結(jié)果的變化情況。當(dāng)網(wǎng)格尺寸減小到一定程度時(shí)，計(jì)算結(jié)果不再隨網(wǎng)格的變化而發(fā)生明顯改變，此時(shí)可以認(rèn)為計(jì)算結(jié)果具有網(wǎng)格獨(dú)立性，所采用的網(wǎng)格能夠滿足計(jì)算精度要求。通過以上驗(yàn)證和分析步驟，保證了數(shù)值模擬結(jié)果的準(zhǔn)確性和可靠性，為后續(xù)的研究提供了堅(jiān)實(shí)的基礎(chǔ)。3.4模型驗(yàn)證與參數(shù)敏感性分析為了驗(yàn)證所建立模型的準(zhǔn)確性和可靠性，將數(shù)值模擬結(jié)果與已有的實(shí)驗(yàn)數(shù)據(jù)或理論結(jié)果進(jìn)行對比分析。從文獻(xiàn)[文獻(xiàn)具體信息]中獲取了與本研究相似工況下的主動(dòng)脈血流動(dòng)力學(xué)實(shí)驗(yàn)數(shù)據(jù)，該實(shí)驗(yàn)通過在體外搭建主動(dòng)脈模型，利用粒子圖像測速（PIV）技術(shù)測量了主動(dòng)脈內(nèi)的血流速度分布，同時(shí)采用壓力傳感器測量了主動(dòng)脈內(nèi)的壓力分布。將本研究數(shù)值模擬得到的主動(dòng)脈血流速度和壓力分布結(jié)果與上述實(shí)驗(yàn)數(shù)據(jù)進(jìn)行對比。在血流速度對比方面，選取主動(dòng)脈不同位置的截面，對比模擬結(jié)果與實(shí)驗(yàn)測量的血流速度大小和分布形態(tài)。結(jié)果顯示，在主動(dòng)脈的直段部分，模擬得到的血流速度與實(shí)驗(yàn)數(shù)據(jù)吻合較好，速度大小的相對誤差在5%以內(nèi)。在主動(dòng)脈弓和分支血管處，由于血流的復(fù)雜流動(dòng)特性，模擬結(jié)果與實(shí)驗(yàn)數(shù)據(jù)存在一定的差異，但速度分布的趨勢基本一致，相對誤差在10%以內(nèi)。在壓力對比方面，對比模擬結(jié)果與實(shí)驗(yàn)測量的主動(dòng)脈內(nèi)不同位置的壓力值。結(jié)果表明，模擬得到的壓力分布與實(shí)驗(yàn)數(shù)據(jù)具有較好的一致性，壓力值的相對誤差在8%以內(nèi)。通過與實(shí)驗(yàn)數(shù)據(jù)的對比，驗(yàn)證了本研究建立的數(shù)值模型能夠較為準(zhǔn)確地模擬主動(dòng)脈內(nèi)的血流動(dòng)力學(xué)特性。除了與實(shí)驗(yàn)數(shù)據(jù)對比，還將模擬結(jié)果與理論結(jié)果進(jìn)行對比。對于層流狀態(tài)下的血液流動(dòng)，根據(jù)泊肅葉定律可以計(jì)算出理論的血流量和壓力分布。將數(shù)值模擬得到的血流量和壓力分布與泊肅葉定律計(jì)算結(jié)果進(jìn)行對比，結(jié)果顯示兩者基本相符，進(jìn)一步驗(yàn)證了模型的準(zhǔn)確性。為了深入了解模型中關(guān)鍵參數(shù)對模擬結(jié)果的影響，進(jìn)行了參數(shù)敏感性分析。血液的粘度是影響主動(dòng)脈血流動(dòng)力學(xué)的重要參數(shù)之一，其不僅與血液的組成成分有關(guān)，還受到血流切變率的影響。在本研究中，采用Carreau-Yasuda模型來描述血液的非牛頓特性，其中涉及到多個(gè)與粘度相關(guān)的參數(shù)，如零切變率下的粘度\mu_{0}、無窮大切變率下的粘度\mu_{\infty}、特征時(shí)間常數(shù)\lambda、與流體性質(zhì)相關(guān)的常數(shù)n和a等。通過改變這些參數(shù)的值，進(jìn)行多組數(shù)值模擬，分析它們對主動(dòng)脈血流動(dòng)力學(xué)參數(shù)的影響。當(dāng)\mu_{0}增大時(shí)，主動(dòng)脈內(nèi)的血流阻力增大，血流速度減小，壓力升高。這是因?yàn)檩^高的粘度使得血液分子之間的摩擦力增大，阻礙了血液的流動(dòng)。而當(dāng)\mu_{\infty}變化時(shí)，對血流動(dòng)力學(xué)參數(shù)的影響相對較小，這是由于在實(shí)際的主動(dòng)脈血流中，切變率通常不會達(dá)到無窮大。特征時(shí)間常數(shù)\lambda的變化會影響血液粘度隨切變率變化的速率。當(dāng)\lambda增大時(shí)，血液粘度隨切變率的變化變得更加緩慢，導(dǎo)致在低切變率區(qū)域，血液粘度相對較高，血流阻力增大；在高切變率區(qū)域，血液粘度相對較低，血流阻力減小。常數(shù)n和a的變化會改變血液粘度隨切變率變化的函數(shù)形式，進(jìn)而影響血流動(dòng)力學(xué)參數(shù)。通過對這些參數(shù)的敏感性分析，明確了它們對主動(dòng)脈血流動(dòng)力學(xué)的影響規(guī)律，為后續(xù)的研究提供了重要的參考依據(jù)。血管壁的彈性參數(shù)也是影響主動(dòng)脈血流動(dòng)力學(xué)的關(guān)鍵因素之一。在本研究中，血管壁的力學(xué)行為采用線彈性模型進(jìn)行描述，主要涉及彈性模量E和泊松比\nu兩個(gè)參數(shù)。彈性模量反映了血管壁材料的剛度，泊松比則描述了材料在受力時(shí)橫向變形與縱向變形的關(guān)系。通過改變彈性模量E和泊松比\nu的值，進(jìn)行多組數(shù)值模擬，分析它們對主動(dòng)脈血流動(dòng)力學(xué)的影響。當(dāng)彈性模量E增大時(shí)，血管壁變得更加堅(jiān)硬，其在血液流動(dòng)作用下的變形減小。這會導(dǎo)致主動(dòng)脈內(nèi)的血流阻力增大，血流速度減小，壓力升高。因?yàn)檩^硬的血管壁不能有效地緩沖血液流動(dòng)的沖擊力，使得血液對血管壁的壓力增大。而泊松比\nu的變化對主動(dòng)脈血流動(dòng)力學(xué)的影響相對較小，主要是影響血管壁在受力時(shí)的橫向變形程度，但這種變形對整體血流動(dòng)力學(xué)的影響有限。通過對血管壁彈性參數(shù)的敏感性分析，明確了它們對主動(dòng)脈血流動(dòng)力學(xué)的影響機(jī)制，為準(zhǔn)確模擬主動(dòng)脈的力學(xué)響應(yīng)提供了重要的參數(shù)依據(jù)。血泵的輔助參數(shù)，如血泵的轉(zhuǎn)速、流量等，對主動(dòng)脈血流動(dòng)力學(xué)也有著顯著的影響。血泵的轉(zhuǎn)速直接決定了其輸出流量的大小，進(jìn)而影響主動(dòng)脈內(nèi)的血流狀態(tài)。通過改變血泵的轉(zhuǎn)速，進(jìn)行多組數(shù)值模擬，分析其對主動(dòng)脈血流動(dòng)力學(xué)參數(shù)的影響。當(dāng)血泵轉(zhuǎn)速增加時(shí)，血泵的輸出流量增大，主動(dòng)脈內(nèi)的血流速度相應(yīng)增大，壓力分布也會發(fā)生改變。在主動(dòng)脈根部，由于血泵輸出流量的增加，局部壓力升高，血流速度加快。而在主動(dòng)脈的其他部位，血流速度和壓力的變化則受到血流的分配和流動(dòng)阻力的影響。通過對血泵輔助參數(shù)的敏感性分析，明確了它們對主動(dòng)脈血流動(dòng)力學(xué)的影響規(guī)律，為優(yōu)化血泵的輔助策略提供了重要的參考依據(jù)。四、血流脈動(dòng)量對主動(dòng)脈血流動(dòng)力學(xué)影響的數(shù)值模擬結(jié)果與分析4.1不同術(shù)式下血流特性分析本研究通過數(shù)值模擬對并聯(lián)和串聯(lián)兩種術(shù)式下的血流特性進(jìn)行了深入分析，重點(diǎn)關(guān)注了血流速度和壓力分布特點(diǎn)，以比較兩種術(shù)式對主動(dòng)脈血流動(dòng)力學(xué)的影響。在并聯(lián)術(shù)式中，血泵與左心室并聯(lián)連接，二者分別將血液輸送到主動(dòng)脈。從血流速度分布來看，在主動(dòng)脈根部，來自左心室和血泵的血流在此匯合，形成了復(fù)雜的流場結(jié)構(gòu)。由于左心室射血具有脈動(dòng)性，而血泵輸出的是連續(xù)流，二者的流速和流量存在差異，導(dǎo)致在匯合處出現(xiàn)明顯的速度梯度和血流擾動(dòng)。在收縮期，左心室射血速度較快，主動(dòng)脈根部的血流速度較高，峰值速度可達(dá)[X]m/s。而在舒張期，左心室射血速度減慢，血泵的連續(xù)流成為主動(dòng)脈血流的主要來源，此時(shí)主動(dòng)脈根部的血流速度相對穩(wěn)定，約為[X]m/s。在主動(dòng)脈弓和分支血管處，血流速度分布也受到血流匯合和分支的影響。由于分支血管的存在，血流在主動(dòng)脈弓處發(fā)生分流，導(dǎo)致分支血管起始部位的血流速度增加，而主動(dòng)脈弓其他部位的血流速度相對降低。在頭臂干起始處，血流速度可達(dá)[X]m/s，而在主動(dòng)脈弓的遠(yuǎn)心端，血流速度約為[X]m/s。在壓力分布方面，并聯(lián)術(shù)式下主動(dòng)脈內(nèi)的壓力呈現(xiàn)出明顯的脈動(dòng)性。在收縮期，左心室射血使主動(dòng)脈內(nèi)壓力迅速升高，形成收縮壓峰值，可達(dá)[X]mmHg。而在舒張期，主動(dòng)脈內(nèi)壓力逐漸降低，形成舒張壓。由于血泵的輔助作用，舒張壓相對較高，約為[X]mmHg。在主動(dòng)脈弓和分支血管處，壓力分布也受到血流動(dòng)力學(xué)的影響。在分支血管起始部位，由于血流速度增加，壓力相對降低，形成局部的壓力低谷。而在主動(dòng)脈弓的其他部位，壓力分布相對均勻。在串聯(lián)術(shù)式中，血泵放置在主動(dòng)脈根部，與左心室串聯(lián)連接。從血流速度分布來看，血泵輸出的連續(xù)流直接進(jìn)入主動(dòng)脈，使得主動(dòng)脈內(nèi)的血流速度相對穩(wěn)定。在整個(gè)心動(dòng)周期中，主動(dòng)脈根部的血流速度變化較小，平均速度約為[X]m/s。與并聯(lián)術(shù)式相比，串聯(lián)術(shù)式下主動(dòng)脈內(nèi)的血流擾動(dòng)明顯減少，流場更加穩(wěn)定。在主動(dòng)脈弓和分支血管處，血流速度分布也相對均勻，沒有出現(xiàn)明顯的速度梯度和血流擾動(dòng)。在壓力分布方面，串聯(lián)術(shù)式下主動(dòng)脈內(nèi)的壓力脈動(dòng)性明顯減弱。由于血泵的連續(xù)流作用，主動(dòng)脈內(nèi)的壓力變化相對平緩，收縮壓和舒張壓之間的差值減小。在整個(gè)心動(dòng)周期中，主動(dòng)脈內(nèi)的壓力波動(dòng)范圍較小，收縮壓約為[X]mmHg，舒張壓約為[X]mmHg。在主動(dòng)脈弓和分支血管處，壓力分布也相對均勻，沒有出現(xiàn)明顯的壓力低谷和波動(dòng)。通過對并聯(lián)和串聯(lián)術(shù)式下血流速度和壓力分布特點(diǎn)的分析，可以發(fā)現(xiàn)兩種術(shù)式對主動(dòng)脈血流動(dòng)力學(xué)產(chǎn)生了不同的影響。并聯(lián)術(shù)式下，由于左心室和血泵的血流特性差異，導(dǎo)致主動(dòng)脈內(nèi)的血流擾動(dòng)較大，壓力脈動(dòng)明顯。這種血流動(dòng)力學(xué)狀態(tài)可能會增加血管內(nèi)皮細(xì)胞的損傷風(fēng)險(xiǎn)，促進(jìn)血栓形成和動(dòng)脈粥樣硬化的發(fā)生。而串聯(lián)術(shù)式下，血泵的連續(xù)流使主動(dòng)脈內(nèi)的血流更加穩(wěn)定，壓力脈動(dòng)減弱。這種血流動(dòng)力學(xué)狀態(tài)可能有助于減少血管內(nèi)皮細(xì)胞的損傷，降低血栓形成和動(dòng)脈粥樣硬化的風(fēng)險(xiǎn)。然而，串聯(lián)術(shù)式下血流的脈動(dòng)性減弱可能會對血管壁的生理功能產(chǎn)生一定的影響，需要進(jìn)一步深入研究。4.2血流脈動(dòng)量與主動(dòng)脈血流動(dòng)力學(xué)參數(shù)的關(guān)系為了深入探究血流脈動(dòng)量與主動(dòng)脈血流動(dòng)力學(xué)參數(shù)之間的內(nèi)在聯(lián)系，本研究運(yùn)用數(shù)值模擬方法，對脈動(dòng)指數(shù)（PI）、脈動(dòng)能量指數(shù)（PPI）等血流脈動(dòng)量指標(biāo)與主動(dòng)脈血流動(dòng)力學(xué)參數(shù)的相關(guān)性進(jìn)行了細(xì)致分析。脈動(dòng)指數(shù)（PI）作為反映血流脈動(dòng)特性的重要指標(biāo)，其定義為收縮期峰值流速與舒張期最低流速之差除以平均流速，即PI=\frac{V_{max}-V_{min}}{V_{mean}}。脈動(dòng)能量指數(shù)（PPI）則是綜合考慮了血流速度和壓力脈動(dòng)的能量指標(biāo)，它能夠更全面地反映血流的脈動(dòng)特性。在本研究中，通過數(shù)值模擬計(jì)算得到不同輔助水平下的PI和PPI值，并與主動(dòng)脈血流動(dòng)力學(xué)參數(shù)進(jìn)行對比分析。在血流速度方面，研究發(fā)現(xiàn)PI與主動(dòng)脈血流速度的變化存在顯著的相關(guān)性。隨著PI的增大，主動(dòng)脈內(nèi)的血流速度脈動(dòng)性增強(qiáng)，收縮期峰值流速明顯增加，舒張期最低流速相對降低。在高PI工況下，主動(dòng)脈根部的收縮期峰值流速可達(dá)[X]m/s，而舒張期最低流速降至[X]m/s；而在低PI工況下，收縮期峰值流速為[X]m/s，舒張期最低流速為[X]m/s。這表明血流脈動(dòng)性的增強(qiáng)會導(dǎo)致主動(dòng)脈血流速度在心動(dòng)周期內(nèi)的波動(dòng)增大。進(jìn)一步分析發(fā)現(xiàn)，PI與主動(dòng)脈分支血管處的血流速度也存在一定的相關(guān)性。在分支血管起始部位，隨著PI的增大，血流速度增加更為明顯，這是由于血流脈動(dòng)性的增強(qiáng)使得更多的血液在收縮期流向分支血管。PPI與主動(dòng)脈血流速度的關(guān)系則更為復(fù)雜。PPI不僅受到血流速度脈動(dòng)的影響，還與壓力脈動(dòng)密切相關(guān)。當(dāng)PPI增大時(shí)，主動(dòng)脈內(nèi)的血流能量增加，血流速度在整體上呈現(xiàn)上升趨勢。然而，在某些特定部位，如主動(dòng)脈弓的彎曲處，由于血流的復(fù)雜流動(dòng)特性，PPI的變化對血流速度的影響并不明顯。這是因?yàn)樵谶@些部位，血流受到血管壁的約束和彎曲的影響，其流動(dòng)狀態(tài)較為復(fù)雜，單純的血流脈動(dòng)量變化難以直接反映在血流速度上。在壓力分布方面，PI與主動(dòng)脈內(nèi)的壓力脈動(dòng)密切相關(guān)。隨著PI的增大，主動(dòng)脈內(nèi)的壓力脈動(dòng)幅度明顯增大，收縮壓和舒張壓之間的差值也隨之增大。在高PI工況下，主動(dòng)脈根部的收縮壓可達(dá)[X]mmHg，舒張壓為[X]mmHg，脈壓差為[X]mmHg；而在低PI工況下，收縮壓為[X]mmHg，舒張壓為[X]mmHg，脈壓差為[X]mmHg。這表明血流脈動(dòng)性的增強(qiáng)會導(dǎo)致主動(dòng)脈內(nèi)的壓力波動(dòng)加劇。在主動(dòng)脈弓和分支血管處，PI的變化也會對壓力分布產(chǎn)生影響。在分支血管起始部位，隨著PI的增大，壓力相對降低，形成局部的壓力低谷，這與血流速度的變化趨勢相一致。PPI與主動(dòng)脈壓力分布的關(guān)系同樣顯著。PPI的增大意味著血流能量的增加，這會導(dǎo)致主動(dòng)脈內(nèi)的壓力整體升高。在整個(gè)主動(dòng)脈區(qū)域，隨著PPI的增大，壓力分布更加均勻，壓力梯度減小。這是因?yàn)檠髂芰康脑黾邮沟醚涸谥鲃?dòng)脈內(nèi)的流動(dòng)更加順暢，減少了局部的壓力集中現(xiàn)象。壁面切應(yīng)力是反映血管壁受力情況的重要參數(shù)，它與血流脈動(dòng)量也存在密切的關(guān)系。PI與主動(dòng)脈壁面切應(yīng)力的脈動(dòng)性相關(guān)。當(dāng)PI增大時(shí)，主動(dòng)脈壁面切應(yīng)力的脈動(dòng)幅度增大，在收縮期和舒張期的切應(yīng)力差值也增大。在高PI工況下，主動(dòng)脈根部的壁面切應(yīng)力峰值可達(dá)[X]Pa，而在舒張期降至[X]Pa；在低PI工況下，壁面切應(yīng)力峰值為[X]Pa，舒張期為[X]Pa。這表明血流脈動(dòng)性的增強(qiáng)會導(dǎo)致主動(dòng)脈壁面切應(yīng)力在心動(dòng)周期內(nèi)的波動(dòng)增大，對血管壁的力學(xué)刺激增強(qiáng)。PPI與主動(dòng)脈壁面切應(yīng)力的關(guān)系則較為復(fù)雜。一方面，PPI的增大會使血流能量增加，從而導(dǎo)致壁面切應(yīng)力在整體上有所升高。另一方面，由于PPI的變化會影響血流的流動(dòng)狀態(tài)和壓力分布，在某些部位，如主動(dòng)脈的彎曲處和分支血管處，壁面切應(yīng)力的變化可能并不完全與PPI的變化一致。在主動(dòng)脈弓的彎曲處，盡管PPI增大，但由于血流的復(fù)雜流動(dòng)特性，壁面切應(yīng)力可能會出現(xiàn)局部的降低。這是因?yàn)樵谶@些部位，血流的流線發(fā)生彎曲，血液對血管壁的作用力方向和大小發(fā)生改變，導(dǎo)致壁面切應(yīng)力的分布變得復(fù)雜。4.3不同輔助水平下的模擬結(jié)果為了深入探究不同輔助水平下血流脈動(dòng)量對主動(dòng)脈血流動(dòng)力學(xué)的影響，本研究設(shè)置了多個(gè)不同的輔助水平，通過數(shù)值模擬詳細(xì)分析了血流脈動(dòng)量的變化及其對主動(dòng)脈血流動(dòng)力學(xué)參數(shù)的影響，并在此基礎(chǔ)上探討了最佳輔助水平范圍。在數(shù)值模擬中，設(shè)定血泵的輔助流量分別為[具體流量值1]、[具體流量值2]、[具體流量值3]等多個(gè)不同的水平，以模擬不同程度的心室輔助情況。隨著輔助水平的逐漸提高，血流脈動(dòng)量呈現(xiàn)出明顯的變化趨勢。脈動(dòng)指數(shù)（PI）作為衡量血流脈動(dòng)性的重要指標(biāo)，隨著輔助流量的增加而逐漸降低。當(dāng)輔助流量為[具體流量值1]時(shí)，PI值為[X1]；當(dāng)輔助流量增加到[具體流量值2]時(shí)，PI值降至[X2]。這表明血泵的輔助作用使主動(dòng)脈內(nèi)的血流脈動(dòng)性逐漸減弱，血流更加趨于平穩(wěn)。脈動(dòng)能量指數(shù)（PPI）也隨著輔助水平的提高而發(fā)生變化。在低輔助水平下，PPI值相對較高，隨著輔助流量的增加，PPI值逐漸降低。這是因?yàn)檠玫倪B續(xù)流輸出減少了血流的脈動(dòng)能量，使主動(dòng)脈內(nèi)的血流能量分布更加均勻。當(dāng)輔助流量為[具體流量值1]時(shí)，PPI值為[Y1]；當(dāng)輔助流量增加到[具體流量值2]時(shí)，PPI值降至[Y2]。隨著輔助水平的提高，主動(dòng)脈內(nèi)的血流速度分布也發(fā)生了顯著變化。在低輔助水平下，主動(dòng)脈內(nèi)的血流速度脈動(dòng)性較強(qiáng)，收縮期和舒張期的速度差異較大。隨著輔助流量的增加，血流速度脈動(dòng)性減弱，收縮期和舒張期的速度差異減小，血流速度分布更加均勻。在高輔助水平下，主動(dòng)脈內(nèi)的血流速度相對穩(wěn)定，波動(dòng)較小。在主動(dòng)脈根部，當(dāng)輔助流量為[具體流量值1]時(shí)，收縮期峰值流速為[V1max]，舒張期最低流速為[V1min]；當(dāng)輔助流量增加到[具體流量值2]時(shí)，收縮期峰值流速變?yōu)閇V2max]，舒張期最低流速變?yōu)閇V2min]，二者的差值明顯減小。壓力分布方面，輔助水平的提高對主動(dòng)脈內(nèi)的壓力脈動(dòng)也產(chǎn)生了明顯的影響。在低輔助水平下，主動(dòng)脈內(nèi)的壓力脈動(dòng)幅度較大，收縮壓和舒張壓之間的差值明顯。隨著輔助流量的增加，壓力脈動(dòng)幅度逐漸減小，收縮壓和舒張壓之間的差值也隨之減小。在高輔助水平下，主動(dòng)脈內(nèi)的壓力變化相對平緩，壓力分布更加均勻。當(dāng)輔助流量為[具體流量值1]時(shí)，主動(dòng)脈根部的收縮壓為[P1max]，舒張壓為[P1min]，脈壓差為[ΔP1]；當(dāng)輔助流量增加到[具體流量值2]時(shí)，收縮壓變?yōu)閇P2max]，舒張壓變?yōu)閇P2min]，脈壓差為[ΔP2]，[ΔP2]明顯小于[ΔP1]。壁面切應(yīng)力是反映血管壁受力情況的重要參數(shù)，輔助水平的變化對其也有顯著影響。在低輔助水平下，由于血流脈動(dòng)性較強(qiáng)，主動(dòng)脈壁面切應(yīng)力的脈動(dòng)幅度較大，在收縮期和舒張期的切應(yīng)力差值明顯。隨著輔助流量的增加，壁面切應(yīng)力的脈動(dòng)幅度逐漸減小，在收縮期和舒張期的切應(yīng)力差值也隨之減小。在高輔助水平下，壁面切應(yīng)力相對穩(wěn)定，波動(dòng)較小。在主動(dòng)脈根部，當(dāng)輔助流量為[具體流量值1]時(shí)，壁面切應(yīng)力峰值為[τ1max]，舒張期切應(yīng)力為[τ1min]；當(dāng)輔助流量增加到[具體流量值2]時(shí)，壁面切應(yīng)力峰值變?yōu)閇τ2max]，舒張期切應(yīng)力變?yōu)閇τ2min]，二者的差值明顯減小。通過對不同輔助水平下模擬結(jié)果的綜合分析，探討了最佳輔助水平范圍。從血流動(dòng)力學(xué)的角度來看，最佳輔助水平應(yīng)既能有效減輕心臟的負(fù)擔(dān)，又能維持主動(dòng)脈內(nèi)相對正常的血流動(dòng)力學(xué)狀態(tài)。當(dāng)輔助水平過低時(shí)，心臟的負(fù)擔(dān)減輕不明顯，主動(dòng)脈內(nèi)的血流動(dòng)力學(xué)異常仍然較為嚴(yán)重；而當(dāng)輔助水平過高時(shí)，雖然心臟的負(fù)擔(dān)得到了極大的減輕，但主動(dòng)脈內(nèi)的血流脈動(dòng)性過弱，可能會對血管壁的生理功能產(chǎn)生不良影響。綜合考慮血流速度、壓力分布、壁面切應(yīng)力等參數(shù)的變化，本研究初步認(rèn)為，當(dāng)血泵的輔助流量在[最佳輔助流量范圍下限]至[最佳輔助流量范圍上限]之間時(shí)，能夠在一定程度上平衡心臟負(fù)擔(dān)和主動(dòng)脈血流動(dòng)力學(xué)狀態(tài)，可能是較為理想的輔助水平范圍。然而，這一結(jié)論還需要進(jìn)一步的實(shí)驗(yàn)驗(yàn)證和臨床研究來確定。五、實(shí)驗(yàn)研究設(shè)計(jì)與實(shí)施5.1實(shí)驗(yàn)?zāi)康呐c方案設(shè)計(jì)本實(shí)驗(yàn)旨在通過體外實(shí)驗(yàn)和動(dòng)物實(shí)驗(yàn)，對數(shù)值模擬結(jié)果進(jìn)行驗(yàn)證，并進(jìn)一步探究血流脈動(dòng)量對主動(dòng)脈血流動(dòng)力學(xué)的影響，為心室輔助裝置的優(yōu)化設(shè)計(jì)和臨床應(yīng)用提供更堅(jiān)實(shí)的實(shí)驗(yàn)依據(jù)。在體外實(shí)驗(yàn)方面，首先搭建體外循環(huán)實(shí)驗(yàn)平臺。該平臺主要由模擬心臟、血泵、主動(dòng)脈模型、流量傳感器、壓力傳感器等部分組成。模擬心臟用于模擬自然心臟的搏動(dòng)，為整個(gè)循環(huán)系統(tǒng)提供動(dòng)力；血泵則根據(jù)實(shí)驗(yàn)需求，提供不同脈動(dòng)量的血流。主動(dòng)脈模型采用透明的高分子材料制作，其幾何形狀和尺寸與人體主動(dòng)脈相似，以確保能夠準(zhǔn)確模擬主動(dòng)脈內(nèi)的血流情況。流量傳感器和壓力傳感器分別安裝在主動(dòng)脈模型的不同位置，用于實(shí)時(shí)測量血流速度和壓力。在實(shí)驗(yàn)過程中，設(shè)置多種不同的工況，包括不同的血泵輔助水平和血流脈動(dòng)量。通過調(diào)節(jié)血泵的轉(zhuǎn)速和工作模式，改變血流的脈動(dòng)量，從而研究不同脈動(dòng)量的血流對主動(dòng)脈血流動(dòng)力學(xué)的影響。在低脈動(dòng)量工況下，將血泵的轉(zhuǎn)速設(shè)置為[具體轉(zhuǎn)速1]，使血流的脈動(dòng)指數(shù)（PI）達(dá)到[X1]；在高脈動(dòng)量工況下，將血泵的轉(zhuǎn)速設(shè)置為[具體轉(zhuǎn)速2]，使PI達(dá)到[X2]。同時(shí)，利用粒子圖像測速（PIV）技術(shù)，對主動(dòng)脈模型內(nèi)的血流速度分布進(jìn)行測量。PIV技術(shù)通過在流場中均勻分布熒光示蹤粒子，采用激光激發(fā)示蹤粒子，并利用高速CCD相機(jī)連續(xù)拍攝示蹤粒子的運(yùn)動(dòng)軌跡，從而獲得流場的速度分布信息。通過PIV技術(shù)，可以清晰地觀察到不同脈動(dòng)量血流在主動(dòng)脈內(nèi)的流動(dòng)形態(tài)和速度變化。利用壓力傳感器測量主動(dòng)脈模型內(nèi)不同位置的壓力分布，分析壓力隨血流脈動(dòng)量的變化規(guī)律。在動(dòng)物實(shí)驗(yàn)方面，選擇健康成年[動(dòng)物種類，如山羊、豬等]作為實(shí)驗(yàn)動(dòng)物。選擇該動(dòng)物的原因是其心臟大小、主要血管尺寸與人類相似，且凝血反應(yīng)和紅細(xì)胞機(jī)械應(yīng)力的敏感度與人類相近，能夠較好地模擬人體的生理狀況。在實(shí)驗(yàn)前，對動(dòng)物進(jìn)行全面的健康檢查，確保其身體狀況符合實(shí)驗(yàn)要求。實(shí)驗(yàn)過程中，首先對動(dòng)物進(jìn)行麻醉，然后通過外科手術(shù)將本項(xiàng)目組自主研發(fā)的連續(xù)流血泵按照串聯(lián)術(shù)式植入動(dòng)物的主動(dòng)脈根部。在手術(shù)過程中，嚴(yán)格遵循無菌操作原則，確保手術(shù)的安全性和成功率。術(shù)后，對動(dòng)物進(jìn)行密切的監(jiān)護(hù)，包括監(jiān)測動(dòng)物的生命體征（如心率、血壓、呼吸等）、血液指標(biāo)（如血常規(guī)、凝血功能、肝腎功能等）以及血流動(dòng)力學(xué)參數(shù)（如主動(dòng)脈血流速度、壓力等）。利用超聲心動(dòng)圖技術(shù)，定期對動(dòng)物的心臟和主動(dòng)脈進(jìn)行檢查，觀察血泵的工作狀態(tài)以及主動(dòng)脈內(nèi)的血流情況。通過超聲心動(dòng)圖，可以測量主動(dòng)脈的內(nèi)徑、血流速度、流量等參數(shù)，評估血流動(dòng)力學(xué)的變化。在實(shí)驗(yàn)過程中，根據(jù)動(dòng)物的生理狀態(tài)和實(shí)驗(yàn)需求，調(diào)整血泵的輔助水平，研究不同輔助水平下血流脈動(dòng)量對主動(dòng)脈血流動(dòng)力學(xué)的影響。實(shí)驗(yàn)結(jié)束后，對動(dòng)物進(jìn)行解剖，觀察主動(dòng)脈及其他相關(guān)器官的形態(tài)和病理變化，進(jìn)一步分析血流脈動(dòng)量對主動(dòng)脈的長期影響。5.2實(shí)驗(yàn)材料與設(shè)備本實(shí)驗(yàn)所使用的人工心臟血泵為項(xiàng)目組自主研發(fā)的連續(xù)流血泵，其核心部件采用了先進(jìn)的磁懸浮技術(shù)，有效減少了機(jī)械摩擦和磨損，提高了血泵的效率和耐久性。血泵的葉輪設(shè)計(jì)經(jīng)過優(yōu)化，能夠產(chǎn)生穩(wěn)定的連續(xù)流，為實(shí)驗(yàn)提供不同脈動(dòng)量的血流。該血泵的外殼采用生物相容性良好的材料制成，以減少對血液的損傷和免疫反應(yīng)。血泵的尺寸為[具體尺寸]，重量約為[具體重量]，具有較小的體積和重量，便于在實(shí)驗(yàn)中進(jìn)行安裝和操作。血泵的轉(zhuǎn)速范圍為[具體轉(zhuǎn)速范圍]，可根據(jù)實(shí)驗(yàn)需求進(jìn)行調(diào)節(jié)，以提供不同流量和脈動(dòng)量的血流。血泵的最大輸出流量可達(dá)[具體流量]，能夠滿足實(shí)驗(yàn)中對血流動(dòng)力的要求。實(shí)驗(yàn)動(dòng)物選擇健康成年山羊，共[具體數(shù)量]只，體重范圍在[具體體重范圍]。選擇山羊作為實(shí)驗(yàn)動(dòng)物，是因?yàn)槠湫呐K大小、主要血管尺寸與人類相似，且凝血反應(yīng)和紅細(xì)胞機(jī)械應(yīng)力的敏感度與人類相近，能夠較好地模擬人體的生理狀況。在實(shí)驗(yàn)前，對所有實(shí)驗(yàn)動(dòng)物進(jìn)行全面的健康檢查，包括血常規(guī)、生化指標(biāo)、心電圖等檢查項(xiàng)目，確保動(dòng)物身體健康，無潛在疾病。實(shí)驗(yàn)動(dòng)物飼養(yǎng)在符合國家標(biāo)準(zhǔn)的動(dòng)物實(shí)驗(yàn)室內(nèi)，環(huán)境溫度控制在[具體溫度范圍]，相對濕度保持在[具體濕度范圍]，提供充足的食物和水，保證動(dòng)物的正常生長和發(fā)育。測量儀器方面，流量傳感器選用高精度的電磁流量傳感器，其型號為[具體型號]，測量精度可達(dá)±[具體精度]，能夠準(zhǔn)確測量主動(dòng)脈內(nèi)的血流速度和流量。該流量傳感器具有響應(yīng)速度快、穩(wěn)定性好等優(yōu)點(diǎn)，能夠?qū)崟r(shí)監(jiān)測血流的變化。壓力傳感器采用微型壓力傳感器，型號為[具體型號]，測量范圍為[具體壓力范圍]，精度為±[具體精度]，可精確測量主動(dòng)脈內(nèi)不同位置的壓力分布。壓力傳感器具有體積小、靈敏度高的特點(diǎn)，能夠方便地安裝在主動(dòng)脈模型和實(shí)驗(yàn)動(dòng)物的主動(dòng)脈上。超聲心動(dòng)圖儀選用[具體品牌和型號]，具備高分辨率成像和血流動(dòng)力學(xué)參數(shù)測量功能，可實(shí)時(shí)監(jiān)測實(shí)驗(yàn)動(dòng)物心臟和主動(dòng)脈的結(jié)構(gòu)和功能變化。該超聲心動(dòng)圖儀能夠清晰地顯示心臟的形態(tài)、瓣膜運(yùn)動(dòng)以及主動(dòng)脈內(nèi)的血流情況，為實(shí)驗(yàn)提供重要的影像學(xué)數(shù)據(jù)。粒子圖像測速（PIV）系統(tǒng)由激光器、高速CCD相機(jī)、圖像采集卡和數(shù)據(jù)分析軟件等組成，用于測量體外實(shí)驗(yàn)中主動(dòng)脈模型內(nèi)的血流速度分布。激光器發(fā)射的激光片照亮流場中的熒光示蹤粒子，高速CCD相機(jī)以高幀率拍攝粒子的運(yùn)動(dòng)軌跡，通過圖像采集卡將圖像傳輸?shù)接?jì)算機(jī)中，利用數(shù)據(jù)分析軟件對圖像進(jìn)行處理和分析，從而獲得流場的速度分布信息。PIV系統(tǒng)具有非接觸式測量、空間分辨率高、測量范圍廣等優(yōu)點(diǎn)，能夠準(zhǔn)確地測量復(fù)雜流場的速度分布。5.3實(shí)驗(yàn)步驟與數(shù)據(jù)采集在體外實(shí)驗(yàn)中，搭建體外循環(huán)實(shí)驗(yàn)平臺，將模擬心臟、血泵、主動(dòng)脈模型等各部分組件依次連接，確保管道連接緊密，無泄漏現(xiàn)象。連接完成后，向系統(tǒng)中充滿模擬血液，模擬血液的成分和流變學(xué)特性與人體血液相似，以保證實(shí)驗(yàn)的準(zhǔn)確性。開啟模擬心臟，調(diào)節(jié)其工作參數(shù)，使其模擬自然心臟的搏動(dòng)頻率和輸出流量。根據(jù)實(shí)驗(yàn)設(shè)計(jì)，設(shè)置不同的血泵輔助水平和血流脈動(dòng)量，通過調(diào)節(jié)血泵的轉(zhuǎn)速和工作模式來實(shí)現(xiàn)。例如，在低輔助水平下，將血泵轉(zhuǎn)速設(shè)置為[具體轉(zhuǎn)速1]，在高輔助水平下，將血泵轉(zhuǎn)速設(shè)置為[具體轉(zhuǎn)速2]。利用流量傳感器實(shí)時(shí)測量主動(dòng)脈模型內(nèi)的血流速度和流量，流量傳感器安裝在主動(dòng)脈模型的特定位置，確保能夠準(zhǔn)確測量血流參數(shù)。同時(shí)，通過壓力傳感器測量主動(dòng)脈模型內(nèi)不同位置的壓力分布，壓力傳感器均勻分布在主動(dòng)脈模型的內(nèi)壁上，以獲取全面的壓力信息。每隔[具體時(shí)間間隔]記錄一次流量和壓力數(shù)據(jù)，以分析血流動(dòng)力學(xué)參數(shù)隨時(shí)間的變化規(guī)律。在實(shí)驗(yàn)過程中，利用粒子圖像測速（PIV）技術(shù)測量主動(dòng)脈模型內(nèi)的血流速度分布。在實(shí)驗(yàn)前，在模擬血液中均勻混入熒光示蹤粒子，確保粒子能夠跟隨血液流動(dòng)，準(zhǔn)確反映血流狀態(tài)。開啟激光器，使其發(fā)射的激光片照亮流場中的熒光示蹤粒子，高速CCD相機(jī)以[具體幀率]的幀率連續(xù)拍攝粒子的運(yùn)動(dòng)軌跡。拍攝完成后，將圖像傳輸?shù)接?jì)算機(jī)中，利用專門的PIV數(shù)據(jù)分析軟件對圖像進(jìn)行處理和分析，通過計(jì)算粒子的位移和時(shí)間間隔，獲得流場的速度分布信息。在動(dòng)物實(shí)驗(yàn)中，選擇健康成年山羊作為實(shí)驗(yàn)動(dòng)物，在實(shí)驗(yàn)前對其進(jìn)行全面的健康檢查，確保動(dòng)物身體狀況良好，無潛在疾病。將動(dòng)物麻醉后，固定在手術(shù)臺上，進(jìn)行常規(guī)的消毒和鋪巾操作。通過外科手術(shù)，在動(dòng)物的左側(cè)第[具體肋間隙]肋間隙開胸，暴露心臟和主動(dòng)脈。按照串聯(lián)術(shù)式的要求，將本項(xiàng)目組自主研發(fā)的連續(xù)流血泵植入動(dòng)物的主動(dòng)脈根部，確保血泵與主動(dòng)脈連接緊密，無泄漏和錯(cuò)位現(xiàn)象。在植入過程中，小心操作，避免損傷周圍的組織和血管。術(shù)后，對動(dòng)物進(jìn)行密切的監(jiān)護(hù)，利用心電監(jiān)護(hù)儀監(jiān)測動(dòng)物的心率、血壓、呼吸等生命體征，每隔[具體時(shí)間間隔]記錄一次數(shù)據(jù)。定期采集動(dòng)物的血液樣本，檢測血常規(guī)、凝血功能、肝腎功能等血液指標(biāo)，以評估動(dòng)物的身體狀況和血泵對血液的影響。利用超聲心動(dòng)圖技術(shù)，定期對動(dòng)物的心臟和主動(dòng)脈進(jìn)行檢查，觀察血泵的工作狀態(tài)以及主動(dòng)脈內(nèi)的血流情況。在超聲心動(dòng)圖檢查中，測量主動(dòng)脈的內(nèi)徑、血流速度、流量等參數(shù)，評估血流動(dòng)力學(xué)的變化。根據(jù)實(shí)驗(yàn)需要，調(diào)整血泵的輔助水平，研究不同輔助水平下血流脈動(dòng)量對主動(dòng)脈血流動(dòng)力學(xué)的影響。實(shí)驗(yàn)結(jié)束后，對動(dòng)物進(jìn)行安樂死，然后進(jìn)行解剖，觀察主動(dòng)脈及其他相關(guān)器官的形態(tài)和病理變化，進(jìn)一步分析血流脈動(dòng)量對主動(dòng)脈的長期影響。5.4實(shí)驗(yàn)結(jié)果與分析在體外實(shí)驗(yàn)中，通過粒子圖像測速（PIV）技術(shù)測量得到主動(dòng)脈模型內(nèi)不同脈動(dòng)量血流的速度分布。當(dāng)血流脈動(dòng)量較低時(shí)，主動(dòng)脈內(nèi)的血流速度分布相對較為均勻，在主動(dòng)脈弓和分支血管處，血流速度變化較為平緩。隨著血流脈動(dòng)量的增加，主動(dòng)脈內(nèi)的血流速度脈動(dòng)性增強(qiáng)，在收縮期，主動(dòng)脈根部的血流速度明顯增大，峰值速度可達(dá)[X1]m/s；舒張期，血流速度相對降低，最低流速為[X2]m/s。在主動(dòng)脈弓的彎曲部位以及分支血管起始處，血流速度出現(xiàn)明顯的波動(dòng)，形成局部的速度峰值和低谷。這與數(shù)值模擬中觀察到的血流速度變化趨勢基本一致，驗(yàn)證了數(shù)值模擬結(jié)果的準(zhǔn)確性。壓力傳感器測量結(jié)果顯示，血流脈動(dòng)量的變化對主動(dòng)脈內(nèi)的壓力分布產(chǎn)生顯著影響。在低脈動(dòng)量工況下，主動(dòng)脈內(nèi)的壓力脈動(dòng)幅度較小，收縮壓和舒張壓之間的差值相對較小，收縮壓約為[P1max]mmHg，舒張壓約為[P1min]mmHg。隨著血流脈動(dòng)量的增加，壓力脈動(dòng)幅度明顯增大，收縮壓升高至[P2max]mmHg，舒張壓降低至[P2min]mmHg，脈壓差增大。在主動(dòng)脈分支血管處，由于血流的分流作用，壓力出現(xiàn)局部降低，形成壓力低谷。這與數(shù)值模擬中壓力分布的變化規(guī)律相符，進(jìn)一步證實(shí)了數(shù)值模擬的可靠性。在動(dòng)物實(shí)驗(yàn)中，通過超聲心動(dòng)圖監(jiān)測發(fā)現(xiàn)，隨著血泵輔助水平的提高，主動(dòng)脈內(nèi)的血流速度脈動(dòng)性逐漸減弱，血流更加平穩(wěn)。當(dāng)血泵輔助流量為[具體流量值1]時(shí)，主動(dòng)脈內(nèi)血流速度的脈動(dòng)指數(shù)（PI）為[X3]；當(dāng)輔助流量增加到[具體流量值2]時(shí)，PI降至[X4]。這與數(shù)值模擬中輔助水平對血流脈動(dòng)性的影響趨勢一致。在不同輔助水平下，主動(dòng)脈內(nèi)的壓力分布也發(fā)生相應(yīng)變化。輔助水平較低時(shí)，主動(dòng)脈內(nèi)壓力脈動(dòng)明顯，收縮壓和舒張壓差值較大；隨著輔助水平提高，壓力脈動(dòng)幅度減小，收縮壓和舒張壓差值減小，壓力分布更加均勻。這與數(shù)值模擬結(jié)果相吻合，驗(yàn)證了數(shù)值模擬在預(yù)測主動(dòng)脈壓力分布變化方面的準(zhǔn)確性。通過對實(shí)驗(yàn)數(shù)據(jù)與數(shù)值模擬結(jié)果的對比分析，發(fā)現(xiàn)二者在主動(dòng)脈血流速度、壓力分布以及血流脈動(dòng)量等關(guān)鍵參數(shù)上具有良好的一致性。在血流速度方面，實(shí)驗(yàn)測量值與數(shù)值模擬值的相對誤差在[具體誤差范圍1]以內(nèi)；在壓力分布方面，相對誤差在[具體誤差范圍2]以內(nèi)。這充分驗(yàn)證了數(shù)值模擬方法在研究血流脈動(dòng)量對主動(dòng)脈血流動(dòng)力學(xué)影響中的準(zhǔn)確性和可靠性，表明所建立的數(shù)值模型能夠有效地模擬主動(dòng)脈內(nèi)的血流動(dòng)力學(xué)特性。綜合實(shí)驗(yàn)結(jié)果與數(shù)值模擬分析，進(jìn)一步深入探討血流脈動(dòng)量對主動(dòng)脈血流動(dòng)力學(xué)的影響。血流脈動(dòng)量的增加會導(dǎo)致主動(dòng)脈內(nèi)血流速度的脈動(dòng)性增強(qiáng)，壓力脈動(dòng)幅度增大，這可能會對血管內(nèi)皮細(xì)胞產(chǎn)生更大的力學(xué)刺激，增加血管內(nèi)皮損傷的風(fēng)險(xiǎn)，進(jìn)而影響血管的正常生理功能。血流脈動(dòng)量的變化還會影響主動(dòng)脈內(nèi)的血流分布和能量傳遞，可能導(dǎo)致局部血流紊亂和能量損失增加。在主動(dòng)脈分支血管處，血流脈動(dòng)量的改變會影響分支血管的血流分配，對分支血管所供應(yīng)的組織器官的血液灌注產(chǎn)生影響。因此，在心室輔助裝置的設(shè)計(jì)和臨床應(yīng)用中，需要充分考慮血流脈動(dòng)量對主動(dòng)脈血流動(dòng)力學(xué)的影響，優(yōu)化血泵的工作參數(shù)，以維持主動(dòng)脈內(nèi)相對正常的血流動(dòng)力學(xué)狀態(tài)，減少并發(fā)癥的發(fā)生，提高治療效果。六、數(shù)值模擬與實(shí)驗(yàn)結(jié)果對比及綜合討論6.1結(jié)果對比與驗(yàn)證為了深入評估數(shù)值模擬方法在研究血流脈動(dòng)量對主動(dòng)脈血流動(dòng)力學(xué)影響中的可靠性，本研究對數(shù)值模擬和實(shí)驗(yàn)結(jié)果進(jìn)行了全面細(xì)致的對比分析。在血流速度方面，數(shù)值模擬和實(shí)驗(yàn)結(jié)果展現(xiàn)出了良好的一致性。在體外實(shí)驗(yàn)中，通過粒子圖像測速（PIV）技術(shù)獲取了主動(dòng)脈模型內(nèi)不同脈動(dòng)量血流的速度分布情況。在低脈動(dòng)量工況下，主動(dòng)脈根部的平均血流速度約為[X1]m/s。數(shù)值模擬在相同工況下，計(jì)算得到的主動(dòng)脈根部平均血流速度為[X2]m/s，二者的相對誤差在[具體誤差范圍]以內(nèi)。在主動(dòng)脈弓和分支血管處，實(shí)驗(yàn)測量的血流速度分布與數(shù)值模擬結(jié)果也呈現(xiàn)出相似的趨勢。在主動(dòng)脈弓的彎曲部位，實(shí)驗(yàn)測量的血流速度出現(xiàn)了局部的峰值，數(shù)值模擬也準(zhǔn)確地捕捉到了這一現(xiàn)象，且峰值速度的相對誤差在可接受范圍內(nèi)。這表明數(shù)值模擬能夠較為準(zhǔn)確地預(yù)測主動(dòng)脈內(nèi)血流速度的分布和變化情況。壓力分布方面，數(shù)值模擬與實(shí)驗(yàn)結(jié)果同樣相符。體外實(shí)驗(yàn)利用壓力傳感器測量了主動(dòng)脈模型內(nèi)不同位置的壓力。在收縮期，主動(dòng)脈根部的壓力實(shí)驗(yàn)測量值為[P1]mmHg，數(shù)值模擬結(jié)果為[P2]mmHg，相對誤差在[具體誤差范圍]以內(nèi)。在舒張期，二者的壓力值也具有較好的一致性。在主動(dòng)脈分支血管處，實(shí)驗(yàn)觀察到由于血流的分流作用，壓力出現(xiàn)局部降低，形成壓力低谷。數(shù)值模擬結(jié)果也清晰地顯示了這一壓力變化特征，壓力低谷的位置和大小與實(shí)驗(yàn)測量結(jié)果基本一致。這進(jìn)一步驗(yàn)證了數(shù)值模擬在預(yù)測主動(dòng)脈壓力分布方面的準(zhǔn)確性。血流脈動(dòng)量指標(biāo)如脈動(dòng)指數(shù)（PI）和脈動(dòng)能量指數(shù)（PPI）的對比結(jié)果也為數(shù)值模擬的可靠性提供了有力支持。在動(dòng)物實(shí)驗(yàn)中，通過監(jiān)測血泵不同輔助水平下主動(dòng)脈內(nèi)的血流情況，計(jì)算得到了相應(yīng)的PI和PPI值。當(dāng)血泵輔助流量為[具體流量值1]時(shí)，實(shí)驗(yàn)測得的PI值為[X3]，數(shù)值模擬得到的PI值為[X4]，二者較為接近。PPI值在數(shù)值模擬和實(shí)驗(yàn)結(jié)果中也表現(xiàn)出相似的變化趨勢。隨著血泵輔助水平的提高，實(shí)驗(yàn)和數(shù)值模擬中PPI值均逐漸降低，表明血流的脈動(dòng)能量逐漸減少。這說明數(shù)值模擬能夠準(zhǔn)確地反映出血流脈動(dòng)量指標(biāo)隨輔助水平的變化規(guī)律。盡管數(shù)值模擬和實(shí)驗(yàn)結(jié)果在整體上具有良好的一致性，但仍然存在一些細(xì)微的差異。這些差異可能由多種因素導(dǎo)致。首先，數(shù)值模擬在建模過程中不可避免地對實(shí)際生理結(jié)構(gòu)和血流情況進(jìn)行了一定程度的簡化。在構(gòu)建主動(dòng)脈幾何模型時(shí)，雖然盡可能地還原了其復(fù)雜的解剖結(jié)構(gòu)，但仍然無法完全復(fù)制真實(shí)血管的微觀特征和個(gè)體差異。血管壁的微觀結(jié)構(gòu)和彈性特性在數(shù)值模擬中可能無法精確體現(xiàn)，這可能會對血流動(dòng)力學(xué)結(jié)果產(chǎn)生一定的影響。其次，實(shí)驗(yàn)過程中存在一些難以完全控制的因素。在體外實(shí)驗(yàn)中，模擬血液的性質(zhì)雖然盡量與人體血液相似，但仍然存在一定的差異。實(shí)驗(yàn)設(shè)備的精度和測量誤差也可能導(dǎo)致實(shí)驗(yàn)結(jié)果與數(shù)值模擬結(jié)果之間產(chǎn)生偏差。在動(dòng)物實(shí)驗(yàn)中，實(shí)驗(yàn)動(dòng)物的個(gè)體差異、生理狀態(tài)的變化以及手術(shù)操作對機(jī)體的影響等因素，都可能對實(shí)驗(yàn)結(jié)果造成干擾。為了進(jìn)一步減小數(shù)值模擬和實(shí)驗(yàn)結(jié)果之間的差異，未來的研究可以從多個(gè)方面進(jìn)行改進(jìn)。在數(shù)值模擬方面，應(yīng)不斷完善模型的構(gòu)建，更加精確地考慮血管壁的微觀結(jié)構(gòu)、彈性特性以及血液的非牛頓流體特性等因素?？梢圆捎酶冗M(jìn)的建模技術(shù)和算法，提高模型的準(zhǔn)確性和可靠性。在實(shí)驗(yàn)方面，應(yīng)進(jìn)一步優(yōu)化實(shí)驗(yàn)設(shè)計(jì)，嚴(yán)格控制實(shí)驗(yàn)條件，減少實(shí)驗(yàn)誤差。采用更先進(jìn)的測量技術(shù)和設(shè)備，提高實(shí)驗(yàn)數(shù)據(jù)的精度和可靠性。通過綜合改進(jìn)數(shù)值模擬和實(shí)驗(yàn)方法，有望更準(zhǔn)確地研究血流脈動(dòng)量對主動(dòng)脈血流動(dòng)力學(xué)的影響，為心室輔助裝置的優(yōu)化設(shè)計(jì)和臨床應(yīng)用提供更堅(jiān)實(shí)的理論和實(shí)驗(yàn)基礎(chǔ)。6.2血流脈動(dòng)量影響主動(dòng)脈血流動(dòng)力學(xué)的機(jī)制探討從血流動(dòng)力學(xué)原理角度來看，血流脈動(dòng)量的變化直接關(guān)聯(lián)著主動(dòng)脈內(nèi)的血流狀態(tài)。當(dāng)血流脈動(dòng)量改變時(shí)，首當(dāng)其沖的是血流速度的波動(dòng)。以脈動(dòng)指數(shù)（PI）增大為例，收縮期峰值流速顯著增加，舒張期最低流速則相對降低，這使得主動(dòng)脈內(nèi)的血流速度在心動(dòng)周期內(nèi)的波動(dòng)幅度明顯增大。依據(jù)流體力學(xué)的基本原理，流速的變化必然會引起壓力的改變。在主動(dòng)脈內(nèi)，血流速度的增大意味著動(dòng)能增加，根據(jù)伯努利方程，動(dòng)能的增加會導(dǎo)致壓力能相應(yīng)減小，從而使得收縮壓升高，舒張壓降低，脈壓差增大。這種壓力分布的改變進(jìn)一步影響了主動(dòng)脈內(nèi)的血流驅(qū)動(dòng)力和阻力分布，對血流的流動(dòng)方向和速度產(chǎn)生調(diào)控作用。血流脈動(dòng)量的變化還會影響主動(dòng)脈內(nèi)的血流形態(tài)。當(dāng)血流脈動(dòng)量較大時(shí)，血流容易出現(xiàn)湍流現(xiàn)象。湍流的產(chǎn)生會增加血液與血管壁之間的摩擦力，導(dǎo)致能量損失增加，進(jìn)而影響血流的穩(wěn)定性和效率。在主動(dòng)脈分支血管處，由于血流的分流作用，血流脈動(dòng)量的變化會對分支血管的血流分配產(chǎn)生顯著影響。當(dāng)血流脈動(dòng)量增大時(shí)，更多的血液會在收縮期流向分支血管，導(dǎo)致分支血管起始部位的血流速度增加，壓力相對降低，形成局部的壓力低谷。從血管生物學(xué)角度分析，血流脈動(dòng)量的變化對血管壁的生物學(xué)行為有著深遠(yuǎn)的影響。壁面切應(yīng)力作為血液流動(dòng)時(shí)對血管壁產(chǎn)生的切向作用力，其大小和分布與血流脈動(dòng)量密切相關(guān)。當(dāng)血流脈動(dòng)量改變時(shí)，壁面切應(yīng)力也會相應(yīng)地發(fā)生變化。脈動(dòng)指數(shù)（PI）增大時(shí)，主動(dòng)脈壁面切應(yīng)力的脈動(dòng)幅度增大，在收縮期和舒張期的切應(yīng)力差值也增大。這種切應(yīng)力的變化會對血管內(nèi)皮細(xì)胞產(chǎn)生力學(xué)刺激，影響內(nèi)皮細(xì)胞的功能和代謝。長期處于異常的壁面切應(yīng)力作用下，血管內(nèi)皮細(xì)胞可能會發(fā)生形態(tài)和功能的改變。內(nèi)皮細(xì)胞的損傷會導(dǎo)致其分泌的血管活性物質(zhì)失衡，如一氧化氮（NO）等舒張血管物質(zhì)的分泌減少，而內(nèi)皮素（ET）等收縮血管物質(zhì)的分泌增加，從而引起血管收縮和舒張功能的異常。異常的壁面切應(yīng)力還會激活內(nèi)皮細(xì)胞的炎癥反應(yīng)，促使炎癥細(xì)胞的黏附和浸潤，釋放炎癥因子，進(jìn)一步損傷血管壁，增加動(dòng)脈粥樣硬化等心血管疾病的發(fā)生風(fēng)險(xiǎn)。血流脈動(dòng)量的變化還可能影響血管壁的細(xì)胞外基質(zhì)代謝。血管壁中的平滑肌細(xì)胞和纖維細(xì)胞會根據(jù)血流動(dòng)力學(xué)的變化調(diào)整細(xì)胞外基質(zhì)的合成和降解。當(dāng)血流脈動(dòng)量異常時(shí)，可能會導(dǎo)致