[发明专利]一种用于血管支架材料表面内皮细胞动力学测试的微流控体外循环系统

权利要求书

1.一种用于血管支架材料表面内皮细胞动力学测试的微流控体外循环系统，其特征在于，所述微流控体外模拟循环系统包括三个基本单元：

第一个基本单元是由微流控的细胞培养腔以及外围的多元件后负荷流体力学循环回路组成，包括：依次通过管道连接的放置可更换血管支架材料样本的细胞培养腔R_c、流感L、阻力阀R_p，以及弹性腔C；弹性腔C包括弹性腔C₁和弹性腔C₂，弹性腔C₁和弹性腔C₂分别位于细胞培养腔的流体输入、输出管道上；流体通过管道流入缓冲凹槽进入细胞培养腔，通过嵌入PC板的血管支架材料能够在细胞培养腔底端观察内皮细胞在不同支架血管支架材料，不同生理流动条件下的变化；

第二个基本单元是以贮液槽和脉动泵为基础的可以为细胞培养腔精准加载不同生理流动的外围设备；其中，阻力阀R_p、贮液槽、脉动泵、弹性腔C₁依次通过弹性管道连接，使得细胞培养腔与贮液槽构成闭合循环回路，气体由脉动泵加载后进入贮液槽用于形成不同的生理流动；

第三个基本单元是对细胞培养腔中血管支架材料表面内皮细胞进行观测的外围检测与反馈控制系统，包括CCD高速相机、压力传感器、流量传感器、荧光显微镜和工控机；其中，压力传感器设置在细胞培养腔两侧，流量传感器设置在细胞培养腔一侧，通过实时采集细胞培养腔的流入流量波形或两端的压力波形对血流动力学信号进行观测，外围的荧光显微镜与CCD高速相机可以对内皮细胞的动力学行为进行监测，工控机处理后形成控制指令，精准控制脉动泵在细胞培养腔内产生目标靶动脉内皮血流动力学微环境中的血压和壁面剪应力信号；

所述基于微流控的细胞培养腔中可更换的血管支架材料固定在PC板底端，血管支架材料上表面与PC板上表面齐平，液体可由培养腔流体通道的缓冲凹槽流过，再流过细胞培养腔中接种在血管支架材料上的内皮细胞，通过血管支架材料可以在细胞培养腔底端观察内皮细胞在不同血管支架材料，不同生理流动条件下的变化；真实且精确的再现目标靶动脉内皮血流动力学微环境中的血压和壁面剪应力信号。

2.如权利要求1所述的一种用于血管支架材料表面内皮细胞动力学测试的微流控体外循环系统，其特征在于，细胞培养腔的长度L_c、宽度W_c和高度H_c满足：H_cW_c且H_cL_c；当流体受压力驱动时，培养在细胞培养腔底部血管支架材料上的内皮细胞同时承受动脉压力p(t)和壁面剪应力τ_w(t)的组合作用；具有上下平行板和高纵横比的微流控细胞培养腔中脉动流动的Navier-Stokes方程可简化为：

式中，u_c、p_c分别为细胞培养腔腔室中流体沿x轴方向的速度和压力，x、z分别为纵坐标和径向坐标，t表示时间；η_li、ρ_li分别为细胞培养腔腔室中流体的粘度和密度；细胞培养腔内脉动流的周期性变化是由压力梯度的周期性脉动变化引起的，通过Fourier分解为：

在上式中，A_c(ω_n)是的谐波分量，ω_n表示角频率，j＝(-1)^1/2是虚部的符号；

求解方程(1)(2)得到速度u_c的表达式为：

其中是Womersley数，于是细胞培养腔腔室的流量q_c(t)可表示为：

另外，对q_c(t)进行Fourier分解可得：

其中Q_c(ω_n)是q_c(t)的谐波分量，由式(3)～(5)可知，u_c的表达式可表示为:

于是，细胞培养腔底部的壁面剪应力τ_c(t)表示为：

由于细胞培养腔中流动的雷诺数Re＜＜1，Womersley数α_nc＜＜1，满足准定常流动假设，所以u_c、q_c和τ_c(t)可简化为：

其中，Δp(t)为流体通过细胞培养腔产生的压力降，U_c(ω_n)和T_c(ω_n)是u_c(ω_n)和τ_c(ω_n)的谐波分量；由式(9)可知，Q_c(ω_n)和T_c(ω_n)之间的关系可表示为：

细胞培养腔后负荷系统的输入阻抗z_ch(ω_n)可表示为：

其中P_c(ω_n)表示细胞培养室中压力P_c(t)的谐波分量；根据式(10)和(11)，P_c(ω_n)与T_c(ω_n)之间的关系可以表示为：

根据式(9)可知，为使细胞培养腔培养的内皮细胞承受的压力波形与在体靶动脉内皮微环境中的动脉压力p(t)波形和壁面剪应力τ_w(t)相等，压力降Δp(t)和流量率q(t)必须满足：

所述的细胞培养腔后负荷流体力学回路的设计需使细胞培养腔底部血管支架材料表面培养的内皮细胞承受的压力、壁面剪应力与靶动脉内皮微环境的动脉压力p(t)和壁面剪应力τ_w(t)波形一致；靶动脉脉动血流的Navier-Stokes方程可简化为：

边界条件为：

式中u_vi为流体沿轴向x方向的流体速度，x和r分别为轴向坐标和径向坐标，η_b1和ρ_b1分别为血液的粘度和密度，R为动脉段内半径，p_vi为体内血压；方程(14)和(15)可由Womersley理论求解；动脉血压梯度可表示为：

其中A_vi(ω_n)是的谐波分量，则速度u_vi可表示为：

上式中y＝r/R_a，是Womersley数，J₀是第一类零阶Bessel函数；于是，流量q_vi(t)可表示为：

上式中，F₁₀＝[2J₁(j^3/2α_nvi)]/[j^3/2α_nviJ₀(j^3/2α_nvi)]，壁面剪应力τ_wvi(t)可表示为：

其中J₁是第一类一阶Bessel函数；

由式(18)(19)可知，τ_wvi(t)的谐波分量Q_vi(ω_n)与τ_wvi(t)的谐波分量T_wvi(ω_n)之间的关系可表示：

由于p_vi(t)的谐波分量P_vi(ω_n)和q_vi(t)的谐波分量Q_vi(ω_n)与动脉后负荷系统的输入阻抗z_vi(ω_n)关联，其表达式为：

根据公式(20)、(21)容易得到，p_vi(t)的谐波分量P_vi(ω_n)与τ_wvi(t)的调和分量T_wvi(ω_n)之间的关系可表达为：

所以由式(22)可知，动脉中的压强p_vi(t)和壁面剪应力τ_wvi(t)不是独立作用的，而是相互影响的；

通过式(12)和式(22)可知，如果p_vi(t)等于p_c(t)，并且τ_wvi(t)等于τ_c(t)，那么体内输入阻抗z_vi(ω_n)与片上输入阻抗z_ch(ω_n)之比定义为F_HS，F_HS应满足

由公式(22)可知，如果知道血液粘度η_bl，液体粘度η_li，动脉内径R_a和细胞培养室的宽度W_c、高度H_c，那么体内输入阻抗z_vi(ω_n)可“映射”为片上输入阻抗z_ch(ω_n)；将这种“映射”定义为血流动力学相似性原理；

根据流体力学回路与电路之间的相似关系，将压力等效为电路中的电压，流量率等效为电路中的电流，顺应性、阻力元件、惯性元件分别等效为电路中的电容、电阻和电感，可采用试凑法构建五元件的集中参数电路网络模型，容易知道所设计电路网络的等效阻抗是一个或多个顺应性C，流感L和流阻R_p表示的复函数；利用电路等效阻抗的幅值和相位数值拟合靶动脉输入阻抗Z(ω_n)的幅值和相位，使得平方残差之和RSS：

达到最小值，最终确定的集中模型参数元件值是进一步制作流体力学回路中顺应性C，流感L和阻力阀R_p元器件的基础，其中，和为等效输入阻抗在ω_n处的幅值和相位角。