南 群，程妍妍，高 翔，龐 玥，田 甄

(北京工業(yè)大學(xué)生命科學(xué)與生物工程學(xué)院，北京 100124)

高血壓作為最常見的心腦血管疾病，其發(fā)生率逐年上升，嚴(yán)重威脅人類生命安全. 中國高血壓人群達(dá)2 億以上，約占全球高血壓總?cè)藬?shù)的1/5，而35 歲以下年輕人高血壓發(fā)生率則在20%～25%[1]. 在接受正規(guī)治療的高血壓患者中，頑固性高血壓患者占20%～35%，可引起急性心肌梗死、缺血性腦卒中、心功能不全、腎功能衰竭等危險事件發(fā)生[2-3]. 根據(jù)2010年中國高血壓防治指南[4-5]，頑固性高血壓定義為3種及3種以上不同作用機(jī)制的降壓藥物(其中一種為利尿劑)達(dá)到最佳劑量并達(dá)到足夠服用療程而血壓仍未控制，或4種或以上降壓藥物血壓才可以控制，又稱難治性高血壓. 然而，治療頑固性高血壓的困難在于在傳統(tǒng)的降壓藥物基礎(chǔ)上加醛固酮阻滯劑、篩查繼發(fā)性高血壓等措施都無法降壓；其次，部分人群對于降壓藥物副作用敏感或其他各種原因?qū)λ幬锆熜Х磻?yīng)較差. 因此，探索有效控制血壓的方法成為臨床研究的重點.

交感神經(jīng)的過度激活在高血壓的產(chǎn)生和維持中起到重要的作用，阻斷交感神經(jīng)成為治療高血壓的靶點[6-8]. Esler[9]研究證明，腎交感神經(jīng)釋放的神經(jīng)遞質(zhì)為去甲腎上腺素. 腎交感神經(jīng)纖維包括腎傳入神經(jīng)與腎傳出神經(jīng)，均位于腎動脈外膜[10]. 相關(guān)動物實驗證明切除腎交感神經(jīng)會使血壓下降[11]. 早在19世紀(jì)初，人們就開始嘗試通過外科手術(shù)去除交感神經(jīng)支配來降低血壓，因手術(shù)創(chuàng)傷大、操作復(fù)雜而未能推廣，但利用降低交感神經(jīng)興奮性來控制血壓這一理念卻得到了肯定[12]. “經(jīng)皮經(jīng)腎動脈消融交感神經(jīng)治療難治性高血壓”(catheter-based renal sympathetic denervation for resistant hypertension, RSD),又稱去腎交感神經(jīng)術(shù)(renal denervation, RDN)，是一種微創(chuàng)手術(shù)，可通過對抗交感神經(jīng)過度興奮達(dá)到降壓效果，這一技術(shù)在許多國家臨床應(yīng)用中逐漸接受并得到推廣[13]. 它是通過射頻電極釋放射頻能量，透過腎動脈的內(nèi)、中膜選擇性毀壞外膜的腎交感神經(jīng)纖維，來降低腎動脈交感神經(jīng)活性釋放，從而抑制交感神經(jīng)過度興奮，達(dá)到降壓目的. 與傳統(tǒng)的外科腎交感神經(jīng)切除術(shù)相比，RDN可對腎交感神經(jīng)選擇性離斷，具有手術(shù)創(chuàng)傷小、術(shù)中及術(shù)后并發(fā)癥少、手術(shù)過程短和術(shù)后恢復(fù)時間短等優(yōu)點，患者接受度及依從性較高[14]. 相關(guān)研究表明，當(dāng)消融區(qū)域溫度升高達(dá)到有效治療溫度超出43 ℃即相對人體溫度37 ℃的溫升值超過6 ℃，腎交感神經(jīng)能夠被完全消融[15].

隨著射頻導(dǎo)管消融術(shù)治療頑固性高血壓廣泛的臨床應(yīng)用，許多業(yè)內(nèi)人士從不同的角度對RDN這一術(shù)式的術(shù)前規(guī)劃或有效性及安全性進(jìn)行探討. 熊楠青等[16]進(jìn)行了離體和在體動物豬實驗觀察豬腎動脈交感神經(jīng)叢消融術(shù)中的效果及其安全性，術(shù)后3個月進(jìn)行腎動脈和交感神經(jīng)損傷情況病理學(xué)觀察. 張健等[17]進(jìn)行了離體和在體動物犬實驗探討RDN的可行性及安全性. 從病理學(xué)檢查角度，術(shù)后 1 個月隨訪作腎動脈交感神經(jīng)壞死檢測. 然而，臨床研究大部分從動物實驗進(jìn)行病理學(xué)觀察的角度觀察RDN有效性，若從交感神經(jīng)纖維溫度的敏感性角度來看，真實的組織血管較薄，離體實驗很難進(jìn)行溫度的數(shù)據(jù)采集，較多采用其他模型進(jìn)行模擬[18-19]. Ye等[20]進(jìn)行數(shù)值模擬和離體實驗的射頻消融效果對比，離體實驗采用不同電導(dǎo)率的聚丙烯酰胺凝膠模型模擬腎實質(zhì)和血液. 因此，該生物模型并沒有考慮血液的流動性. Dong等[15]從離體實驗和仿真對比的角度研究該術(shù)式有效性，但是離體實驗所采用的材料為外徑相同的直血管模擬腎實質(zhì)，真實的腎動脈為分叉的血管(入口和分叉處內(nèi)外徑不一). 為了更真實地模擬人體腎動脈，同時將血液流動的影響考慮在內(nèi)，方便溫度的數(shù)據(jù)采集，制備了含有血液流動通道的分叉式血管.

本研究利用3D打印技術(shù)打印血管并制備生物體模模擬腎動脈，采用質(zhì)量分?jǐn)?shù)為0.9%的鹽溶液模擬血液流動，搭建血液循環(huán)平臺，執(zhí)行射頻消融術(shù). 研究射頻能量對血管壁外圍組織和血液的影響，探究不同射頻消融時間、溫控溫度及血液流速情況下的消融效果.

1 材料和方法

1.1 實驗材料

聚乙烯醇水凝膠(polyvinyl alcohol hydrogel, PVA-H)具有同生物軟組織相似的機(jī)械性能(高彈性模量和高機(jī)械強(qiáng)度)、良好的導(dǎo)電性和傳熱性能，結(jié)構(gòu)非常穩(wěn)定以及生物相容性好等優(yōu)點，在生物醫(yī)學(xué)領(lǐng)域應(yīng)用廣泛[21]. PVA-H中的水可使溶于其中的低分子量物質(zhì)從其中滲透擴(kuò)散，具有生物膜的特性[22-23]. 水凝膠類材料在物理性質(zhì)方面比其他任何人工合成材料更像活體組織[24-25]. 本實驗采用PVA-H模擬腎動脈血管，將射頻導(dǎo)管與血管相似的PVA-H壁面接觸模擬消融過程.

本實驗采用3D打印技術(shù)打印理想化腎動脈模型置于長方體盒內(nèi)整體作為模具，將聚乙烯醇(PVA：w=15%)粉末、氯化鈉(NaCl：w=2%)粉末溶解于二甲基亞砜(DMSO：w=80%)水溶液中，室溫下反復(fù)攪拌；將溶液置于99 ℃的恒溫水浴鍋中加熱4～6 h，每0.5 h攪拌一次，確保溶質(zhì)充分溶解；將溶化的PVA溶液置于-4～6 ℃的冰箱中凝固27～50 h；取出后常溫冷卻12～24 h. 血管模型如圖1所示，完成后的模型為中間含有血管通道的長方體體模.

1.2 實驗儀器

本實驗所用實驗儀器包括FYJS85- IV射頻儀、溫度數(shù)據(jù)采集儀、數(shù)顯流量計、YE- 180小流量靜音循環(huán)流量泵等. 實驗所用的FYJS85- IV型射頻儀(溫控型射頻儀，黃河醫(yī)電公司)為改進(jìn)型產(chǎn)品，Agilent34972A溫度數(shù)據(jù)采集儀(安捷倫公司)為多點數(shù)據(jù)采集儀，ZJ- LCD- M數(shù)顯流量計(江節(jié)能電子有限公司)的數(shù)據(jù)采集卡通過導(dǎo)線與測溫針相連.

1.3 開環(huán)式血液循環(huán)系統(tǒng)

本研究搭建起開環(huán)式流動循環(huán)系統(tǒng)以便射頻電極針易于插入腎動脈. 開環(huán)流動循環(huán)系統(tǒng)示意圖如圖2所示，水桶內(nèi)裝有質(zhì)量分?jǐn)?shù)為0.9%的鹽溶液被潛水泵(工作狀態(tài)為穩(wěn)流)驅(qū)動通過與硅膠管(管直徑1.65～1.85 cm)連接模擬血液流動，控制球閥設(shè)置不同流速，同時通過數(shù)顯流量計監(jiān)控水流流速. 實驗制備的凝膠體模參數(shù)經(jīng)過計算和測量與人體參數(shù)對比，如表1所示.

表1 實驗材料參數(shù)對比

注：ρ為密度；δ為電導(dǎo)率；T0為所處環(huán)境溫度.

實驗制備的PVA- H生物體模為分叉的血管模型，與射頻消融儀的電極相接觸進(jìn)行消融，同時插入熱電偶實時采集溫度和記錄數(shù)據(jù)并存儲于電腦端.

1.4 實驗過程

1.4.1 測溫針排布

溫度為評價射頻消融結(jié)果的重要指標(biāo)，在實驗前對測溫針進(jìn)行定標(biāo)用來溫度校準(zhǔn). 實驗總共設(shè)置九根測溫針，分為4類. 第一類針(101、102)置于血管的水流中心，101位于射頻電極附近血流中心處，102位于分叉血管處，目的在于監(jiān)測血液中溫度變化情況；第二類針(201、202、203)緊貼血管內(nèi)壁與射頻電極相距0 mm，兩兩相距5 mm，目的在于獲取血管內(nèi)壁的溫升情況，分析其是否出現(xiàn)熱損傷. 3根針與電極平行，垂直距離一致，為減小誤差，實驗后分析其平均值. 第三類針(301、302、303)和第四類針(401)與消融點的垂直距離分別為4和8 mm，與第二類針平行安放，目的為測得血管壁外圍組織的升溫情況. 具體排布方式如圖3所示.

1.4.2 實驗參數(shù)設(shè)置

應(yīng)用離體實驗?zāi)M人體血液流動，需要得到模型尺寸和人體血流參數(shù)，并且將實驗?zāi)Ｐ团c人體實際參數(shù)等效. 由于真實的人體腎血管的管壁非常薄從而忽略壁厚，則實驗采用的模型為含有血管通道的長方體體模，通道外圍部分為12 cm×9 cm×9 cm的長方體用來模擬人體腹部組織. 根據(jù)解剖學(xué)特點[26]，人體腎動脈的入口直徑為0.50～0.70 cm，分叉處直徑0.30～0.35 cm. 本實驗所用等效入口管徑為1.65 cm，分叉處管徑為1.25 cm，分叉角度約為50°. 雷諾數(shù)是一種量綱一的數(shù)，用于表征流體流動情況. 利用雷諾數(shù)可區(qū)分流體的流動狀態(tài)(層流或湍流). 人體血液看作牛頓流體，流動狀態(tài)為層流，通過真實的物性參數(shù)和雷諾數(shù)計算公式，計算得出實驗中溶液的流速范圍.

(1)

式中：Re為流體的雷諾數(shù)；v為流體的流速，m/s；ρ為流體的密度，kg/m3；μ為流體的黏性系數(shù)，Pa·s；d為管道的直徑，m.

根據(jù)雷諾數(shù)相同等效原則[27]，即外部條件幾何相似時(幾何相似的管子，流體流過幾何相似的物體等)，若二者雷諾數(shù)相等，則流體流動狀態(tài)則幾何相似 (流體動力學(xué)相似). 經(jīng)計算得到，實驗參數(shù)和實驗變量設(shè)置如表2、3所示.

表2 實驗參數(shù)

表3 離體實驗變量

求得實驗液體流速在0.14～0.42 m/s. 液體流速分別取值v1=0.2 m/s、v2=0.3 m/s、v3=0.4 m/s. 根據(jù)流速和流量轉(zhuǎn)換關(guān)系

Q=vSA

(2)

式中：Q為液體流量，L/min；SA為流體流過的管道橫截面積，m3. 將流速轉(zhuǎn)換為流量，Q1=2.56 L/min、Q2=3.84 L/min、Q3=5.12 L/min.

在準(zhǔn)備工作完成后，按照要求完成儀器的連接. 連接射頻消融儀正負(fù)極，將生物體膜置于負(fù)極板上，射頻電極針從血液入口插入，保證電極緊貼血管壁. 進(jìn)行實驗，并采集數(shù)據(jù)和實時記錄溫度，每組實驗重復(fù)多次取平均值.

ΔT=T1-T0

(3)

式中：T1為射頻消融術(shù)后溫度，℃；T0為室溫下實驗所測的初始溫度.

液體的流動涉及到流場的質(zhì)量守恒定律. 在恒定流流動時兩斷面間流動空間內(nèi)流體質(zhì)量不變，流動連續(xù)，在同一段時間Δt中，根據(jù)質(zhì)量守恒定律流入斷面A的流體質(zhì)量必等于流出斷面B和C的流體質(zhì)量之和. 本研究中腎動脈模型入口外徑RA=1.65 cm，分叉處外徑RB=RC=1.25 cm，因此，流出斷面B和C的流體質(zhì)量相等. 即

QA=QB+QC=2QB

(4)

本研究穩(wěn)定流動的流場中的分流情況如圖4所示.

當(dāng)流體不可壓縮即ρ為常數(shù)時，其連續(xù)性方程為

vASA=vBSB+vCSC=2vBSB

(5)

根據(jù)式(5)可求得分叉處測溫點102的速度. 針對不同實驗，當(dāng)vA=0.2 m/s時,vB=vC=0.35 m/s; 當(dāng)vA=0.3 m/s時,vB=vC=0.53 m/s; 當(dāng)vA=0.3 m/s時,vB=vC=0.70 m/s. 可進(jìn)一步對比測溫點101和102加以區(qū)別.

2 實驗結(jié)果

本研究獲取了不同實驗條件(液體流量、消融時間，與消融點距離和射頻功率)對組織(距離消融點0、4、8 mm進(jìn)行測溫)和液體中心(101、102)的升溫的影響，并分別進(jìn)行數(shù)據(jù)分析. 設(shè)定加熱時間為2 min時的實驗數(shù)據(jù)如表4所示，組織的溫升包括對測溫點和消融點垂直距離分別為0、4、8 mm處溫升范圍的統(tǒng)計. 為減小測量誤差，0 mm的結(jié)果為測溫針201、202、203測得數(shù)據(jù)的平均值，4 mm的結(jié)果為測溫針301、302、303測得數(shù)據(jù)的平均值，8 mm處的結(jié)果為測溫針401的所測數(shù)據(jù).

表4 時間為2 min的實驗數(shù)據(jù)

從表4中數(shù)據(jù)可以初步看出,與對照組流量為0 L/min(液體靜止)對比，液體流量從2.56 L/min增加到5.12 L/min時，同條件下組織和液體的ΔT值均呈下降趨勢.

2.1 液體流量因素影響

在射頻加熱過程中，血液的流動會帶走部分熱量，進(jìn)而影響溫度的上升. 采用控制變量方法，當(dāng)射頻加熱時間為4 min，如表5所示，溫控溫度為70 ℃時，改變液體流量，觀察不同液體流量下射頻消融對組織升溫的影響. 所得結(jié)果如圖5所示.

消融結(jié)果受液體流量的影響. 由圖5看出，不同測溫點的溫升均隨血液流量呈現(xiàn)下降趨勢，執(zhí)行射頻消融時，血液流動的速度越快，帶走的熱量就越多，有效降低了溫升幅度，故而起到一定的冷卻效果. 液體流量接近層流速度閾值即0.4 m/s時的溫升最高為1 ℃，該流速下消耗的熱量最多. 相同血液流量下，通過對比不同距離測溫點的曲線發(fā)現(xiàn)，距離射頻電極4 mm時ΔT值最大，說明血管壁外圍組織因遠(yuǎn)離管內(nèi)血液而熱量散失較慢，一定程度上驗證了在血管內(nèi)執(zhí)行消融在一定條件下可以消融位于外膜4 mm處外周交感神經(jīng)纖維.

表5 時間為4 min的實驗數(shù)據(jù)

2.2 消融時間因素影響

當(dāng)液體入口流量為2.56 L/min,溫控溫度為65 ℃時，改變射頻消融時間,探究加熱時間對組織和血液的升溫影響.

由圖6可以看出，消融時間對組織和血液的熱量累積均具有一定的疊加效應(yīng). 但從8 mm的溫升曲線來看，對于組織，距離射頻電極較遠(yuǎn)的測溫點的疊加效應(yīng)比較微弱. 對比0 mm和血管壁外4 mm溫升曲線，血管壁的ΔT值均小于4 mm下的同條件值，血液的冷卻作用能一定程度起到保護(hù)血管免受熱損傷. 對于血液，測溫點101的ΔT值在0.23～0.29 ℃，分叉點102的ΔT值在0.11～0.16 ℃，消融時間的累加對血液的影響甚微.

2.3 測溫點位置因素影響

當(dāng)消融時間為4 min，液體入口流量為3.84 L/min時，設(shè)置不同溫控功率，觀察組織距離射頻電極不同位置的升溫情況.

由圖7可知，組織位置不同，消融效果不同. 不同溫控功率下的組織溫度上升值均隨測溫點的位置呈現(xiàn)先上升后下降的趨勢. 相同條件下，距離消融點4 mm時ΔT最大. 距離消融點0與4 mm相比，ΔT較低，這是因為距離消融點0 mm處存在血液流動，血液的流動帶走了部分熱量，使得升溫幅度降低. 距離消融點4和8 mm相比，8 mm處的溫升值遠(yuǎn)遠(yuǎn)低于4 mm處溫升值，說明距離射頻電極越遠(yuǎn)，能量越低，溫升越慢. 在8 mm測溫點的ΔT僅僅上升0.38～0.76 ℃，因此可知，射頻能量的傳播范圍是有限的，且并不與電極距離的增加線性增加.

2.4 射頻功率因素影響

消融功率的設(shè)定是影響射頻能量的輸出的重要因素之一. 當(dāng)消融時間為4 min，液體入口流量為3.84 L/min時，設(shè)置不同射頻功率即溫控溫度，分析數(shù)據(jù)結(jié)果，如圖8所示.

可以看出，對于組織，增加射頻功率，溫升幅度增加，射頻功率的輸出同樣具有能量累積效應(yīng)，但是由于實驗設(shè)備的限制，繼續(xù)增加溫控功率是否溫升隨之增加需要進(jìn)一步的實驗探究. 增加射頻功率的輸出，4 mm測溫點的溫升變化幅度較大，0和8 mm溫升幅度較小，分別受液體的冷卻作用和距離射頻電極較遠(yuǎn)所致. 對于血液，101和102測溫點射頻輸出功率越高，可能會造成的熱損傷就越明顯.

上述結(jié)果中，101和102均位于血液內(nèi)，當(dāng)101的流速為分別取0.2、0.3、0.4 m/s時, 根據(jù)質(zhì)量守恒定律，102的流速相應(yīng)為0.35、0.53、0.70 m/s. 102與 101相比，流速較高，距離射頻電極距離較遠(yuǎn). 因此相同條件下同時受距離(距離較遠(yuǎn)時能量傳播較慢)和流速(液體快速流動帶走的能量較多)變化規(guī)律影響，測溫點102溫升值相較101低. 因此，在研究血液內(nèi)升溫情況時，液體的平均溫升(見表4、5)主要為101多次測量的溫升值的平均值.

2.5 統(tǒng)計學(xué)分析

實驗利用生物體膜代替組織排除了個體引起的差異. 針對射頻功率、液體流速、加熱時間各影響因素，使用SPSS 19.0分別對每組數(shù)據(jù)進(jìn)行單樣本T檢驗，結(jié)果顯示，P值均小于0.05，具有統(tǒng)計學(xué)意義.

3 討論

由于人體真實血管管壁較薄，離體實驗很難采集溫度數(shù)據(jù). 因此，本實驗通過制備生物體模模擬腎動脈，采用質(zhì)量分?jǐn)?shù)為0.9%的鹽溶液[24]模擬血液流動，搭建開環(huán)式血液循環(huán)系統(tǒng)，同時執(zhí)行射頻消融術(shù). 實驗采集位于組織距離消融點不同位置和血液中心處的溫度，探究了不同消融條件(射頻加熱時間、溫控功率及血液流速)下的消融效果及對血管壁外圍組織和血液的影響.

根據(jù)實驗數(shù)據(jù)分析得出：1) 血液血流量由0 L/min上升至5.12 L/min時，血管外圍組織不同距離消融點的ΔT均呈下降趨勢，血管壁處的溫升從3.96 ℃降低到0.52 ℃，說明進(jìn)行射頻消融時，血液流動的速度越快,帶走的熱量就越多,有效降低了溫升幅度,可起到一定的冷卻作用； 2) 射頻加熱時間由2 min增加至4 min時，血管壁外圍組織和血流中心的ΔT值均增加，血液中心的最大ΔT值僅0.29 ℃，消融時間對組織和血液的熱量累積均具有一定的疊加效應(yīng)，而血液的冷卻作用能夠一定程度起到保護(hù)血管免受熱損傷且消融時間的累加對血液的影響甚微； 3) 測溫點與消融點距離為0、4和8 mm處于不同功率下的平均溫升值分別為3.90、5.13、0.59 ℃；射頻能量的傳播范圍是有限的，且并不與電極距離的增加線性增加； 4) 溫控溫度從65 ℃變化至75 ℃時，血管外圍組織最大ΔT值為6.67 ℃，血液中心最大ΔT值為2.76 ℃，這與實驗室前期關(guān)于牛肝臟血管的離體實驗研究[28]的變化規(guī)律基本一致.

本實驗存在不足之處：首先, 打印的3D腎動脈模型為理想化模型，與人體真實腎動脈仍然存在一定的差距；其次，循環(huán)的血液為0.9%的鹽溶液與人體復(fù)雜的血液內(nèi)環(huán)境存在一定的差異；配置比例的不同使得生物體膜呈現(xiàn)不同的物理特性. 因此探索與真實血管傳熱性和導(dǎo)電性等參數(shù)一致性的配置比例有待進(jìn)一步研究.

去腎交感神經(jīng)術(shù)為治療難治性高血壓提供了一種新的非藥物治療手段，是在傳統(tǒng)療法上的突破和創(chuàng)新，由于這種手術(shù)創(chuàng)傷小，恢復(fù)較快，且并發(fā)癥比較少，因此受到廣泛關(guān)注. 射頻產(chǎn)生的高頻電磁場使組織發(fā)生離子震蕩，摩擦生熱并傳導(dǎo)至周圍組織，通過直接熱效應(yīng)引起細(xì)胞死亡. 但是這一術(shù)式為血管內(nèi)消融，如何保證電極周圍瞬間達(dá)到的高溫不會對血管壁引起熱損傷，還將從細(xì)胞學(xué)的角度，開展細(xì)胞對溫度的敏感性實驗研究；消融后腎交感神經(jīng)是否實現(xiàn)損毀或者血壓是否下降，后期需要進(jìn)行動物實驗進(jìn)一步臨床驗證.

4 結(jié)論

1) 射頻消融時，液體的快速流動能夠消耗部分熱量，可以起到一定程度的冷卻作用，避免組織和血液熱損傷；液體流速在0.2 m/s時，組織的溫升值最高為2.67 ℃，液體流速接近層流速度閾值0.4 m/s時組織的溫升最高為1.00 ℃；相比對照組流速為零時組織最高溫升5.02 ℃而言，流速越大，冷卻作用越明顯.

2) 消融時間在0～4 min內(nèi)對組織和血液的熱量累積均具有一定的疊加效應(yīng). 但是，距離射頻電極8 mm測溫點的疊加效應(yīng)比較微弱，沒有達(dá)到治療溫度，此時對組織溫升影響較小.

3) 血管壁外圍組織因遠(yuǎn)離管內(nèi)血液而熱量散失較慢，位于外圍組織的測溫點與消融點垂直距離為4 mm時升溫最高達(dá)到6.67 ℃，可損毀位于血管外膜4 mm內(nèi)的交感神經(jīng)纖維.

4) 時間在4 min內(nèi)和溫控溫度小于75 ℃時，液體最大溫升不超過2.76 ℃，可見對血液溫升影響較小.

5) 為臨床提供了基本數(shù)據(jù)的參考，基本驗證了血管內(nèi)執(zhí)行去腎交感神經(jīng)術(shù)的安全性和有效性.