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申请/专利权人：大连理工大学

摘要：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，属于生物医学工程领域。该系统包括：1可更换血管支架的内皮细胞培养腔及外围多元件构成的流体力学循环回路，内皮细胞接种于嵌入PC板的支架材料上。可以在细胞培养腔底端观察内皮细胞在不同支架材料，不同生理流动条件下的变化。2用来模拟流体回路动力源的外围设备，可把不同的血压和壁面剪应力等血流动力学信号施加在支架上的内皮细胞。3支架附近血管表皮细胞的生物化学信号观测与反馈控制系统。该系统为测试不同生理、病理的脉动血流动力学条件下血管支架材料表面血管内皮细胞的铺展、粘附、迁移、增殖等动力学行为提供微型化、客观化、标准化和定量化的实验平台。

主权项：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Rc、流感L、阻力阀Rp，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Rp、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；细胞培养腔的长度Lc、宽度Wc和高度Hc满足：HcWc且HcLc；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pt和壁面剪应力τwt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，uc、pc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；ηli、ρli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，Acωn是的谐波分量，ωn表示角频率，j＝-112是虚部的符号；求解方程12得到速度uc的表达式为： 其中是Womersley数，于是细胞培养腔腔室的流量qct可表示为： 另外，对qct进行Fourier分解可得： 其中Qcωn是qct的谐波分量，由式3～5可知，uc的表达式可表示为: 于是，细胞培养腔底部的壁面剪应力τct表示为： 由于细胞培养腔中流动的雷诺数Re＜＜1，Womersley数αnc＜＜1，满足准定常流动假设，所以uc、qc和τct可简化为： 其中，Δpt为流体通过细胞培养腔产生的压力降，Ucωn和Tcωn是ucωn和τcωn的谐波分量；由式9可知，Qcωn和Tcωn之间的关系可表示为： 细胞培养腔后负荷系统的输入阻抗zchωn可表示为： 其中Pcωn表示细胞培养室中压力Pct的谐波分量；根据式10和11，Pcωn与Tcωn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pt波形和壁面剪应力τwt相等，压力降Δpt和流量率qt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pt和壁面剪应力τwt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uvi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，ηb1和ρb1分别为血液的粘度和密度，R为动脉段内半径，pvi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Aviωn是的谐波分量，则速度uvi可表示为： 上式中y＝rRa，是Womersley数，J0是第一类零阶Bessel函数；于是，流量qvit可表示为： 上式中，F10＝[2J1j32αnvi][j32αnviJ0j32αnvi]，壁面剪应力τwvit可表示为： 其中J1是第一类一阶Bessel函数；由式1819可知，τwvit的谐波分量Qviωn与τwvit的谐波分量Twviωn之间的关系可表示： 由于pvit的谐波分量Pviωn和qvit的谐波分量Qviωn与动脉后负荷系统的输入阻抗zviωn关联，其表达式为： 根据公式20、21容易得到，pvit的谐波分量Pviωn与τwvit的调和分量Twviωn之间的关系可表达为： 所以由式22可知，动脉中的压强pvit和壁面剪应力τwvit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pvit等于pct，并且τwvit等于τct，那么体内输入阻抗zviωn与片上输入阻抗zchωn之比定义为FHS，FHS应满足 由公式23可知，如果知道血液粘度ηbl，液体粘度ηli，动脉内径Ra和细胞培养室的宽度Wc、高度Hc，那么体内输入阻抗zviωn可“映射”为片上输入阻抗zchωn；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，流感L和流阻Rp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Zωn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，流感L和阻力阀Rp元器件的基础，其中，和为等效输入阻抗在ωn处的幅值和相位角。

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