可植入微型轴流血泵溶血实验研究

王玉璇, 张杰民, 施 超, 刘晓程,*

(1中国医学科学院,北京协和医学院, 北京 100730; 2泰达国际心血管病医院辅助循环研究室; *通讯作者,E-mail:liuxc@tedaich.com)

近年来,流行病学显示国内外心力衰竭的发病率持续上升,终末期心衰的治疗日益成为临床心血管内、外科所面临的巨大挑战。由于传统的药物治疗和常规外科手术存在明显的不足,心脏移植已成为晚期心衰患者的最佳治疗方法,已广泛应用于世界各心脏中心。但由于受到供体心脏数量短缺的影响,很多患者不能及时接受移植手术而死于难治性心力衰竭,这也极大地促进了心脏机械辅助循环装置的发展[1]。心室辅助装置的出现挽救了大量不能及时获得心脏移植的急、慢性心衰患者,极大地延长了心衰患者的寿命,明显地改善了患者的生活质量,节省了大量的医疗费用,具有广泛的临床应用前景[2,3]。但由于进口装置价格昂贵,无法在国内推广。目前,国内众多研究机构和大的医学心脏中心正在致力于血泵的研制和初期试验工作。

通常按输出血流不同可以把血泵分为搏动性血泵和平流血泵。前者是研制较早的辅助装置,也是目前应用到临床病例数最多的血泵,但经过多年临床应用后发现,它们都存在体积大、难以全植入体内、大的传动轴承所致的感染机会增加、主机部件多等缺点[4]。为克服这些缺陷,探寻可长期植入的新型微型轴流血泵已成为当今国内外的研究热点[5,6],目前国外已经成功通过临床前期实验、正在进行临床实验的有 Jarvik 2000、MicroMed DeBakey、Berlin Heart Incor和HeartMateⅡ四种血泵,而国内尚没有成品的可植入式血泵。

表面接触、转子高速旋转时产生的剪切力、产热、层流被破坏等诸多因素都可造成溶血,因此血细胞破坏一直是血泵研发急需解决的关键问题。本中心自行研发并制作了植入式微型轴流血泵,成功地进行了体外和在体溶血实验,效果满意,报道如下。

1 材料与方法

1.1 微型轴流血泵基本参数 本研究小组自行研发设计的微型轴流血泵,为钛合金材料,总长度 73 mm,最大外径 29 mm,总重量 100 g,见图1。

图1 自制轴流泵实体图Fig 1 The stereogram of the self-made axial flow blood pump

1.2 体外实验 血泵安装在模拟循环通路中,体外溶血示意图见图2。

图2 体外溶血模拟循环结构示意图Fig 2 The structure of mock circulatory loop for hemolytic characteristics in vitro

模拟循环通路主要由 500 ml大型储血袋,内径12 mm、长25 cm的肝素化体外循环用管道,表式血压计,阻尼阀及超声流量计(T110 Transonic Systems Inc,USA)等构成。健康成年绵羊 1只,雄性,体重49.5 kg,应用 3%戊巴比妥钠 50 mg/kg腹腔注射麻醉,麻醉起效后,备皮,右颈外静脉处穿刺置双腔静脉插管至上腔静脉。抽取血液 1 500 ml,分别流入含有 3.8%枸橼酸钠 1∶9抗凝的500 ml大型储血袋,每 100 ml动物血加入庆大霉素 0.25 mg以防止血液发生细菌感染,每 500 ml血液加入肝素 250 U。放置恒温箱中,水浴温度控制在 37℃,安装微型轴流血泵并启动。调节血泵转速和阻尼阀,使泵的输出流量为5 L/min、平均压力为100 mmHg后持续工作。为获得更准确的血泵溶血数据,血泵进行 3次转机溶血实验,每次分别在转泵前、转泵后30,60,120,180,240,260 min时取血样标本 3 ml。以11 000 r/min下离心 15 min后取上层血浆标本 1 ml,再次离心 15 min,吸取上清液,应用 UV-2401PC岛津紫外分光光度仪检测血浆中游离血红蛋白含量。每个时间点取 3次实验的平均值。目前国际上主要是采用标准溶血指数(normal index of haematolysis,NIH)来表示体外模拟检测辅助装置对血球的破坏程度,作为血液相容性的重要衡量指标,它代表血泵每泵出 100 L血球压积标准化的血液,因血球破坏而释放入血浆的血红蛋白量。计算公式为:NIH=ΔFHb×V×[(100-Hct)/100]×[100/(Q×T)]。

该公式中,Hct为红细胞压积;ΔFHb为间隔时间内入血浆的游离血红蛋白量(g/L);V为总的循环容量(L);Q为辅助装置的输出流量(L/min);T为检测时间间隔(min)。经过公式计算,最终 NIH的单位为g/100 L。

1.3 在体实验 实验遵循天津市实验动物管理条例进行,并且已经获得天津泰达国际心血管病医院实验动物伦理委员会批准,选择健康绵羊 3只,平均体重(40±3.8)kg,氯胺酮 10 mg/kg肌肉注射诱导后,建立静脉通路,使用丙泊酚和异氟烷进行全身静脉复合麻醉,气管插管接呼吸机,设定潮气量 10 ml/kg,呼吸频率 18次/min。分离右颈静脉建立输液通路并监测中心静脉压,右上肢动脉插管建立有创动脉压连续检测。准备完毕经左侧第四肋间进胸,剪开心包并分离剥除部分降主动脉外膜,肝素化,维持活化凝血时间(activated clotting time,ACT)值在250-300 s左右,安装左心辅助装置,形成左心室、血泵和降主动脉的循环通路。流量计探头置于泵出口与降主动脉吻合口之间测定血泵输出流量。血泵辅助试验中,调节血泵转速,在平均动脉血压为50-80 mmHg情况下,血泵的流量维持在 2.0 L/min左右。在监测主动脉压力的同时,分别在转泵前、转泵后各时间点取血样标本,测量 FHb、LDH及胆红素等指标。

2 结果

2.1 体外实验 在体外实验中,新鲜羊血在 3次实验过程中检测的Hct均值为23.4%。各时间点FHb的量及各经前述公式计算出来的前后时间间隔的NIH值见表1。总的NIH平均值为(0.016 44±0.000 18)g/100 L。

表1 体外溶血实验血浆游离血红蛋白变化 (g/L)Tab 1 The changes of plasma free hemoglobin in vitro hemolytic test (g/L)

2.2 在体实验 手术结束后,持续采用肝素抗凝维持 ACT值在 250 s左右,动物于术后6-8 h左右拔管,并转移固定至特制的动物固定装置架。动物实验 24 h短期左心室辅助时各时间点 Hb及 FHb值的变化见表2。动物辅助 24 h过程中,与溶血相关的LDH、TBIL及 DBIL血浆浓度变化见表3。

表2 在体实验不同时点血红蛋白及游离血红蛋白变化Tab 2 The changes of plasma Hb and free hemoglobin at different time points in vivo hemolytic experiment

表3 在体其他溶血相关指标变化Tab 3 The changes of other related vivo hemolytic properties

3 讨论

目前血泵主要面临着血液破坏和血栓形成两大难题,可见血泵溶血问题的解决与否关系着血泵研制的成败。本研究通过体外、在体实验对血泵进行了系统的溶血测试,取得了比较满意的结果。

NIH是目前世界公认的体外评价血泵溶血性能的金指标,它代表血泵每泵出 100 L血球压积标准化的血液,因血球破坏而释放入血浆的血红蛋白量。我们研制的轴流血泵 NIH为(0.016 44±0.000 18)g/100 L,和国内其他大型心脏中心研制的血泵相比较具有较好的血液相容性[7],与国外近年来研制的一些三代可植入血泵水平相当,如欧洲 DuraHeart离心血泵的NIH为(0.01-0.03)g/100 L[8],但是与研究比较成功的血泵相比还有很大的差距,如TMDU/TIT离心血泵的NIH为(0.001-0.002)g/100 L[9]。

通常用血浆 FHb浓度来表示体外循环(cardiopulmonary bypass,CPB)、机械循环辅助(mechanical circulatory support,MCS)中的血液破坏程度。当存在血管内溶血、红细胞被破坏时血浆游离血红蛋白会明显升高,应用 CPB、MCS等装置均会引起红细胞机械性破坏,使血浆游离血红蛋白增加。本研究表明血泵植入后的24 h内,FHb呈现明显的上升趋势,但基本在临床可接受范围内。FHb由术前的(3.7±1.6)g/100 L逐渐上升到术后24 h的(79.3±7.1)g/100 L,可见辅助第1天血细胞破坏比较明显,与国外文献报道均是在安装各种辅助装置治疗当日 FHb达到最高值,然后逐渐下降一致[10]。而血液 Hb含量有下降趋势,主要是和血球破坏、手术失血有关;由于动物术中静脉输晶体液约 2 000-2 500 ml,血液稀释也能使血液 Hb浓度下降。同时,和红细胞破坏的其他一些相关指标如 LDH、TBIL及DBIL也一致性的上升,这些充分说明了红细胞有明显的破坏。从国外文献报道看,血泵植入后的24 h内,红细胞破坏严重,血泵运行平稳后,FHb、LDH等都会有明显的恢复[5,6]。另外初步的动物实验中各项溶血相关指标都在临床可接受范围内,可见这种微型轴流血泵具有较好的血液相容性,尤其是考虑到羊的红细胞和人及牛相比其脆性更大,对机械破坏更敏感[11]。要想更准确的评估血泵的溶血性质,还需进行更长时间的辅助,长时间的观察各项指标的变化规律。

正常情况下血液在血管内呈流线型流动,机械辅助循环后,会出现非流线型血流,造成对血液成分的破坏;另外血泵高速转动使得红细胞在较高的撞击速度下发生破裂而导致溶血,其临界垂直撞击速度约为6 m/s[12]。而且血液在管道和插管中突然发生的容积变化,使血流的剪切应力发生改变,也可以导致明显的溶血[13]。除上述血液流体力学改变外,血泵溶血的原因还包括材料血液相容性、非生物接触面积、机械产热等几个方面。优化血泵结构,尽量减少与血液接触的泵内面积,以减少由于红细胞与人工材料表面摩擦而产生的破坏,解决血液不规则流动产生的滞留和高剪切力对血液成分的破坏[14,15],同时进行与血液接触的材料表面改性,以解决血栓和溶血的问题。

本研究小组研发的微型可植入轴流血泵采用质量轻、血液相容性和热传导性能良好的钛合金,采用等离子体浸没离子注入技术对转子和前后支撑进行氮化钛镀膜。采用产热小的直流无刷电机、运用反电势控制,极大地降低了局部产热。而且血泵体积小,动物实验中血泵外人工血管管道尽量缩短,降低了非生物接触面积,与血液的接触面积小,因此由异物表面接触所引起的血栓形成和栓塞的概率也大大降低。综上所述,这些血泵设计上的优化,明显降低了其对血液系统的破坏特性。

4 结论

血泵溶血性能在可接受范围内,接近于部分国外三代血泵溶血水平,初步具备进入动物辅助实验研究水平。

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