動(dòng)脈內(nèi)皮血流動(dòng)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(kāi)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(dòng)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(dòng)脈壁最內(nèi)層的內(nèi)皮細(xì)胞單層結(jié)構(gòu)，又稱(chēng)“內(nèi)皮”。作為介于血流和動(dòng)脈壁組織之間的一道屏障，動(dòng)脈內(nèi)皮處于復(fù)雜的血流動(dòng)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(dòng)力學(xué)信號(hào)(圖1)[1-5]。通過(guò)細(xì)胞膜表面的受體及感受器，動(dòng)脈內(nèi)皮細(xì)胞能夠識(shí)別細(xì)胞外不同形式的血流動(dòng)力學(xué)微環(huán)境信號(hào)及其變化，并通過(guò)一系列的信號(hào)通路級(jí)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(dòng)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(dòng)脈粥樣硬化的作用[1-6]；相反，彎曲和分岔動(dòng)脈段的低水平剪應(yīng)力或擾動(dòng)流微環(huán)境會(huì)使內(nèi)皮細(xì)胞的滲透性增大，活性氧類(lèi)(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(dòng)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(dòng)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(duì)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(dòng)干預(yù)[16-19]等方式調(diào)節(jié)動(dòng)脈內(nèi)皮的血流動(dòng)力學(xué)微環(huán)境，通過(guò)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(dòng)脈功能失調(diào)。目前，左心室輔助裝置、ECP、運(yùn)動(dòng)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(dòng)脈內(nèi)皮血流動(dòng)力學(xué)微環(huán)境發(fā)生了什么樣的變化、如何通過(guò)這些變化精準(zhǔn)調(diào)控動(dòng)脈內(nèi)皮功能，對(duì)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(dòng)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(dòng)力學(xué)微環(huán)境改變及其對(duì)動(dòng)脈內(nèi)皮功能影響的最直接方式。動(dòng)脈內(nèi)皮微環(huán)境中血流動(dòng)力學(xué)信號(hào)的獲取[21-63]和內(nèi)皮功能的評(píng)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(dòng)力學(xué)及內(nèi)皮功能指標(biāo)，同時(shí)也是定量研究?jī)烧邇?nèi)在關(guān)系的前提。通過(guò)影像學(xué)、彩色超聲多普勒血流速度檢測(cè)、肱動(dòng)脈血壓檢測(cè)、多尺度血流動(dòng)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(cè)或計(jì)算分析在體動(dòng)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(dòng)力學(xué)信息[21-63]；而對(duì)在體動(dòng)脈內(nèi)皮功能的評(píng)價(jià)，則采用無(wú)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(duì)血管細(xì)胞進(jìn)行取樣分析[65]。

然而，由于動(dòng)物和人體心腦血管細(xì)胞所處的血流動(dòng)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(dòng)物實(shí)驗(yàn)和臨床實(shí)驗(yàn)面臨個(gè)體差異大，無(wú)創(chuàng)性在體檢測(cè)血流動(dòng)力學(xué)和生物化學(xué)信號(hào)、細(xì)胞內(nèi)響應(yīng)血流動(dòng)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(wèn)題，且實(shí)驗(yàn)周期長(zhǎng)、成本高，并可能存在倫理爭(zhēng)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(kāi)展相關(guān)研究顯得尤為重要。通過(guò)體外MCS，可以更加方便地研究不同力學(xué)療法與血流動(dòng)力學(xué)微環(huán)境信號(hào)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(dòng)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(tái)[75-101]。這兩種分別基于血流動(dòng)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(kāi)展動(dòng)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(dòng)脈內(nèi)皮微環(huán)境的血流動(dòng)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(dòng)脈內(nèi)皮微環(huán)境的血流動(dòng)力學(xué)檢測(cè)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(dòng)力學(xué)基本參量檢測(cè)、在體血流動(dòng)力學(xué)建模仿真)；第2節(jié)介紹體外評(píng)估動(dòng)脈內(nèi)皮微環(huán)境血流動(dòng)力學(xué)特性的MCS(MCS基本結(jié)構(gòu)和方法、考慮局部動(dòng)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(dòng)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(dòng)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(dòng)脈內(nèi)皮微環(huán)境的血流動(dòng)力學(xué)檢測(cè)與建模分析

動(dòng)脈內(nèi)皮微環(huán)境中血流動(dòng)力學(xué)信號(hào)的獲取，是定量研究不同力學(xué)療法引起的血流動(dòng)力學(xué)信號(hào)變化及其對(duì)動(dòng)脈內(nèi)皮功能影響的前提[21-63]。通過(guò)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(cè)以及肱動(dòng)脈血壓檢測(cè)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(dòng)脈的管壁運(yùn)動(dòng)、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(dòng)力學(xué)建模與CFD數(shù)值仿真技術(shù)，得到在體動(dòng)脈內(nèi)皮微環(huán)境中的速度場(chǎng)和壁面剪應(yīng)力分布等詳細(xì)的血流動(dòng)力學(xué)信息。

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

臨床開(kāi)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(shí)別動(dòng)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(duì)血管管腔狹窄率、內(nèi)腔形態(tài)特征進(jìn)行測(cè)量，對(duì)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(cè)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(shí)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(shì)，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(wú)放射線輻射風(fēng)險(xiǎn)，并可通過(guò)調(diào)節(jié)測(cè)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(duì)動(dòng)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(dòng)脈粥樣硬化性狹窄、顱內(nèi)動(dòng)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(duì)血管幾何學(xué)參數(shù)的量化評(píng)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(cè)量具有操作簡(jiǎn)單、快速和完全無(wú)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(duì)動(dòng)脈粥樣硬化斑塊進(jìn)行三維測(cè)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(duì)血管管徑動(dòng)態(tài)變化的實(shí)時(shí)追蹤能力也可與血壓信息結(jié)合評(píng)估血管的彈性[41]，或與生理性缺血試驗(yàn)結(jié)合評(píng)估動(dòng)脈內(nèi)皮功能FMD[42]。近期，基于超聲測(cè)量原理衍生了多種新的血管測(cè)量技術(shù)，例如，與在體注射微泡對(duì)比劑結(jié)合，可實(shí)現(xiàn)斑塊內(nèi)新生血管的顯影，對(duì)識(shí)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(duì)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(píng)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(dòng)力學(xué)信號(hào)的在體測(cè)量具有更大的挑戰(zhàn)性。多普勒超聲是臨床上測(cè)量血流信息的常用手段之一，可測(cè)量血管橫斷面的最大或平均血流速度，但測(cè)量精度易受超聲測(cè)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(cè)量結(jié)果的不確定誤差較大[45]。相位對(duì)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(cè)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(cè)量[46]，并可拓展至三維空間的流速測(cè)量(3D PC-MRI)，實(shí)現(xiàn)特定血管區(qū)域三維流場(chǎng)的測(cè)量與描繪[47]。近期，結(jié)合心電門(mén)控技術(shù)進(jìn)一步實(shí)現(xiàn)了對(duì)脈動(dòng)流場(chǎng)的測(cè)量，即4D Flow MRI[48]。MRI測(cè)量也有其局限性，如對(duì)操作者依賴(lài)性高、測(cè)量精度受呼吸/心率不齊等因素影響大以及對(duì)低流速流場(chǎng)測(cè)量精度低等[49]。與流速相比，壁面剪應(yīng)力、動(dòng)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(cè)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(cè)流速信息結(jié)合特定算法實(shí)現(xiàn)了對(duì)血管壁面剪應(yīng)力的量化評(píng)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(cè)量誤差大，壁面剪應(yīng)力的測(cè)量結(jié)果僅具有定性參考價(jià)值。

總體來(lái)說(shuō)，現(xiàn)有臨床檢測(cè)技術(shù)在血管成像方面較為成熟、種類(lèi)較多且應(yīng)用廣泛，而在血流動(dòng)力學(xué)信號(hào)測(cè)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(cè)參數(shù)少等一系列不足，特別是尚無(wú)可靠的壁面剪應(yīng)力測(cè)量技術(shù)，在很大程度上限制了對(duì)動(dòng)脈內(nèi)皮血流動(dòng)力學(xué)微環(huán)境的在體研究。

1.2 在體血流動(dòng)力學(xué)建模仿真

計(jì)算機(jī)建模仿真是彌補(bǔ)血流動(dòng)力學(xué)參數(shù)在體測(cè)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(duì)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(chǎng)及壁面剪應(yīng)力參數(shù)的量化評(píng)價(jià)[51-52]。該方法具有流場(chǎng)信息豐富細(xì)致(如渦結(jié)構(gòu)、二次流等)、對(duì)壁面剪應(yīng)力及其衍生參量的量化評(píng)估精度高等優(yōu)點(diǎn)，對(duì)研究?jī)?nèi)皮細(xì)胞功能、行為以及動(dòng)脈粥樣硬化、動(dòng)脈瘤等血管疾病與血流動(dòng)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(wèn)題[53]，典型問(wèn)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(duì)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(dòng)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(dòng)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(wèn)題長(zhǎng)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(jiǎn)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(duì)該問(wèn)題，研究者常采用基于在體實(shí)測(cè)血流信息(如超聲、PC-MRI信息)設(shè)定邊界條件的方法來(lái)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(duì)難以在體測(cè)量血流信息的較小動(dòng)脈(如腦動(dòng)脈、冠狀動(dòng)脈)，則采用幾何多尺度建模方法構(gòu)建可以基于可測(cè)臨床信息進(jìn)行校準(zhǔn)的參數(shù)化平臺(tái)，實(shí)現(xiàn)不可測(cè)動(dòng)脈模型邊界處血流動(dòng)力學(xué)參數(shù)的患者個(gè)性化估測(cè)和設(shè)置[62]。除上述影響血流動(dòng)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(dòng)血流的生理性非周期變化會(huì)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(dòng)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(dòng)力學(xué)建模仿真具有血流動(dòng)力學(xué)信號(hào)量化評(píng)估精度高、信息豐富的優(yōu)勢(shì)，對(duì)研究動(dòng)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(wèn)題。為解決上述問(wèn)題，亟待開(kāi)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(cè)臨床數(shù)據(jù)的融合技術(shù)。

2 體外評(píng)估動(dòng)脈內(nèi)皮微環(huán)境血流動(dòng)力學(xué)特性的MCS

MCS常用于體外評(píng)估動(dòng)脈內(nèi)皮微環(huán)境血流動(dòng)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(dòng)脈解剖結(jié)構(gòu)和力學(xué)特性，組成一套體外MCS；通過(guò)傳感器檢測(cè)模擬動(dòng)脈管段的血壓和血流量信號(hào)，或采用粒子圖像測(cè)速技術(shù)(Particle Image Velocimetry, PIV)檢測(cè)模擬動(dòng)脈管段的流速剖面，進(jìn)而結(jié)合多尺度血流動(dòng)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(dòng)脈內(nèi)皮微環(huán)境中血流動(dòng)力學(xué)信號(hào)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(hào)采集處理模塊[73]。其中，流體力學(xué)回路對(duì)應(yīng)于人體循環(huán)系統(tǒng)的血壓脈動(dòng)、血流分配等血流動(dòng)力學(xué)特性；信號(hào)采集處理模塊通過(guò)傳感器和數(shù)據(jù)處理單元對(duì)流體力學(xué)回路產(chǎn)生的壓力、流量等信號(hào)進(jìn)行測(cè)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(dòng)裝置和模擬血管系統(tǒng)血流動(dòng)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(dòng)裝置一般包括電機(jī)或氣驅(qū)動(dòng)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(dòng)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(duì)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(dòng)脈根部的血壓p(t)波形和血流量q(t)波形。由于主動(dòng)脈根部下游動(dòng)脈床的輸入阻抗能夠反映脈搏波在動(dòng)脈床中的傳播特性以及動(dòng)脈床本身的力學(xué)特性，因此可通過(guò)模擬主動(dòng)脈根部下游動(dòng)脈系統(tǒng)的輸入阻抗來(lái)設(shè)計(jì)集中參數(shù)模型[74]。動(dòng)脈輸入阻抗表示頻域上脈動(dòng)壓力與脈動(dòng)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(jí)數(shù)可表示為：

(1)

(2)

式中，ωn為圓頻率。任意圓頻率ωn對(duì)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(dòng)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(dòng)脈輸入阻抗在ωn處的幅值和相位角。

根據(jù)動(dòng)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(dòng)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(dòng)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(dòng)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(guò)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(guò)如下公式計(jì)算[74]：

(7)

其中，ρ為流體密度，l′為管道長(zhǎng)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(zhǎng)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(zhǎng)度，r為管道半徑。

一旦確定了模擬主動(dòng)脈根部下游動(dòng)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(guò)控制機(jī)械泵輸出精準(zhǔn)模擬主動(dòng)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(dòng)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(jiǎn)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(dòng)力學(xué)特性，可實(shí)現(xiàn)脈動(dòng)流條件下循環(huán)系統(tǒng)整體的血流動(dòng)力學(xué)性能測(cè)試。但是，這種基本結(jié)構(gòu)的MCS無(wú)法實(shí)現(xiàn)大多數(shù)力學(xué)療法對(duì)循環(huán)系統(tǒng)特定區(qū)域的灌注效果和相互作用，也無(wú)法用于檢測(cè)分析特定區(qū)域動(dòng)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(dòng)力學(xué)信號(hào)。因此，需要對(duì)MCS的基本結(jié)構(gòu)進(jìn)行擴(kuò)充。

為模擬局部動(dòng)脈管段的血流動(dòng)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(dòng)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(dòng)力學(xué)原理和CFD數(shù)值仿真技術(shù)得到整個(gè)局部動(dòng)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(duì)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(dòng)脈管段血流動(dòng)力學(xué)響應(yīng)的更新的多尺度血流動(dòng)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(dòng)脈管段時(shí)，可根據(jù)獲取的在體動(dòng)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(dòng)脈管段，以聚二甲基硅氧烷(Polydimethylsiloxane, PDMS；A膠∶B膠=10∶1)澆筑主動(dòng)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(dòng)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(zhǎng)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(dòng)力學(xué)特性的精準(zhǔn)獲取還存在檢測(cè)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(dòng)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(kāi)展宏觀的血流動(dòng)力學(xué)檢測(cè)分析，但該類(lèi)系統(tǒng)普遍存在尺寸偏大、循環(huán)液體量多、沒(méi)有體外細(xì)胞培養(yǎng)腔室等缺陷，不便開(kāi)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(dòng)力學(xué)微環(huán)境信號(hào)和動(dòng)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(dòng)力學(xué)微環(huán)境信號(hào)對(duì)動(dòng)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(dòng)力學(xué)信號(hào)；二是具有動(dòng)脈內(nèi)皮細(xì)胞的體外培養(yǎng)腔。

圖4 考慮局部動(dòng)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(zhǎng)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(dòng)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(chēng)為“解構(gòu)型模型”(Deconstruction-oriented model)，即：將在體血流動(dòng)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(duì)不同類(lèi)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(hào)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(dòng)脈的內(nèi)皮細(xì)胞處于脈動(dòng)變化的血流動(dòng)力學(xué)環(huán)境[2-3]中，同時(shí)承受脈動(dòng)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(wú)法全面模擬在體脈動(dòng)血流動(dòng)力學(xué)微環(huán)境，因此不能用于研究脈動(dòng)流剪應(yīng)力、血壓和牽張應(yīng)力(或應(yīng)變)組合刺激對(duì)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(lèi)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(dòng)力學(xué)微環(huán)境及其后負(fù)荷血流動(dòng)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(dòng)力學(xué)因素對(duì)細(xì)胞的影響及機(jī)制[87-92]。

3.1 平行平板流動(dòng)腔系統(tǒng)

平行平板流動(dòng)腔系統(tǒng)是模擬動(dòng)脈內(nèi)皮細(xì)胞承受剪應(yīng)力作用的裝置[78-83]。常見(jiàn)的系統(tǒng)如圖5所示，由蠕動(dòng)泵、上貯液池、下貯液池、平行平板流動(dòng)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(dòng)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(zhǎng)度Lp的扁平立方體腔室。

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

蠕動(dòng)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(dòng)壓力梯度，對(duì)培養(yǎng)于平行平板流動(dòng)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(dòng)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(guò)平行平板流動(dòng)腔的體積流量。在周期性脈動(dòng)流情況下，平行平板流動(dòng)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(dòng)腔的高度遠(yuǎn)小于寬度和長(zhǎng)度，且腔室內(nèi)流動(dòng)的雷諾數(shù)很低，滿(mǎn)足準(zhǔn)定常流假設(shè)，剪應(yīng)力計(jì)算公式可簡(jiǎn)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(dòng)脈內(nèi)皮細(xì)胞承受靜壓力作用的裝置[84]。常見(jiàn)的系統(tǒng)如圖6所示，由注射器、閥門(mén)1、閥門(mén)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(mén)1注入或抽出，對(duì)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(mén)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(dòng)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(jiàn)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(dòng)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(duì)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(cè)系統(tǒng)采集硅膠膜對(duì)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(dòng)腔系統(tǒng)

具有硅膠管流動(dòng)腔的ECCM是模擬動(dòng)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(jiàn)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(dòng)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(cè)硅膠管兩端的壓力，流量傳感器檢測(cè)管路流量。

脈動(dòng)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(dòng)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(duì)培養(yǎng)在硅膠管內(nèi)壁并形成融合單層的動(dòng)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(dòng)脈內(nèi)皮下游血管床的整體血流動(dòng)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(dòng)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(guò)程，對(duì)在體復(fù)雜血流動(dòng)力學(xué)微環(huán)境的模擬也越來(lái)越精細(xì)，但是，這些體外模型系統(tǒng)對(duì)細(xì)胞形態(tài)、功能、行為以及信號(hào)轉(zhuǎn)導(dǎo)通路、基因表達(dá)和蛋白質(zhì)分子的測(cè)量與分析，主要通過(guò)對(duì)細(xì)胞人工取樣、采取離線方式進(jìn)行，一般并不包含對(duì)血流動(dòng)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(cè)量與分析。近年來(lái)，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(dòng)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(duì)血流動(dòng)力學(xué)信號(hào)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(cè)。

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(hào)檢測(cè)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(hào)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(dòng)脈彈性模量類(lèi)似的彈性薄膜將具有扁平立方體溝道的上下層PDMS隔開(kāi)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(dòng)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(duì)微流控芯片細(xì)胞培養(yǎng)腔加載定量可控的脈動(dòng)流壓力信號(hào)；系統(tǒng)的信號(hào)檢測(cè)裝置(ii)實(shí)時(shí)監(jiān)測(cè)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(hào)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(dòng)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(dòng)態(tài)過(guò)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(cè)、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(duì)不同生理病理以及不同力學(xué)療法條件下的局部動(dòng)脈內(nèi)皮微環(huán)境中血流動(dòng)力學(xué)信號(hào)的精準(zhǔn)模擬還缺乏一套系統(tǒng)的理論方法；另外，對(duì)細(xì)胞外血流動(dòng)力學(xué)信號(hào)的精準(zhǔn)監(jiān)控、動(dòng)脈內(nèi)皮細(xì)胞響應(yīng)血流動(dòng)力學(xué)信號(hào)的關(guān)鍵生化反應(yīng)和信號(hào)分子變化還缺乏有效的在線監(jiān)測(cè)分析手段。

4 結(jié) 論

近幾十年來(lái)，作為彌補(bǔ)動(dòng)脈內(nèi)皮血流動(dòng)力學(xué)微環(huán)境信息在體測(cè)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(dòng)力學(xué)建模仿真方法與量化分析技術(shù)已取得了長(zhǎng)足進(jìn)步，極大地促進(jìn)了研究者對(duì)動(dòng)脈內(nèi)皮微環(huán)境中的血液流動(dòng)特征、壁面剪應(yīng)力分布及其與內(nèi)皮細(xì)胞功能異常、動(dòng)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(dòng)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(wèn)題，會(huì)進(jìn)一步影響模型仿真結(jié)果與在體血流動(dòng)力學(xué)微環(huán)境的一致性。本文作者與合作者針對(duì)腦動(dòng)脈瘤[51, 58, 104]、主動(dòng)脈[61, 105-106]、頸動(dòng)脈[22-23, 63]和下肢動(dòng)脈[105]等開(kāi)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(duì)血流動(dòng)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(lái)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(shí)或解決上述問(wèn)題提供了部分依據(jù)和思路。在未來(lái)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(kāi)展更深入的理論與方法研究，以實(shí)現(xiàn)仿真模型對(duì)在體內(nèi)皮血流動(dòng)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(dòng)力學(xué)機(jī)制與生理參數(shù)，也將為體外精準(zhǔn)模擬動(dòng)脈內(nèi)皮的血流動(dòng)力學(xué)微環(huán)境提供依據(jù)。

用于體外評(píng)估動(dòng)脈內(nèi)皮微環(huán)境血流動(dòng)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(dòng)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(hào)檢測(cè)困難、實(shí)驗(yàn)周期長(zhǎng)、成本高且存在倫理爭(zhēng)論等問(wèn)題。基于MCS和ECCM，本文作者與合作者開(kāi)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(dòng)與傳質(zhì)分析[93-94, 110-113]、細(xì)胞動(dòng)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(duì)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(dòng)脈內(nèi)皮微環(huán)境中血流動(dòng)力學(xué)信號(hào)的精準(zhǔn)模擬，還缺乏一套系統(tǒng)的理論方法；對(duì)細(xì)胞外血流動(dòng)力學(xué)變量、生化微環(huán)境的精確控制尚存在不足，對(duì)動(dòng)脈內(nèi)皮細(xì)胞響應(yīng)血流動(dòng)力學(xué)信號(hào)的關(guān)鍵生化反應(yīng)和信號(hào)分子變化還缺乏有效的在線監(jiān)測(cè)分析手段。這些問(wèn)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(dòng)力學(xué)微環(huán)境改變調(diào)控動(dòng)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(dòng)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。