王珺瑋,蔣皓月,王 宇

(1.大連理工大學(xué)電子信息與電氣工程學(xué)部,遼寧大連 116024;2.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)

1 引言

旋轉(zhuǎn)式血泵(rotary blood pump,RBP)作為臨床上一種常見(jiàn)的人工心臟,是治療終末期心衰(絕大多數(shù)是左心室衰竭)的重要手段[1].RBP可將左心室的血流引入其輔助泵體,經(jīng)血泵驅(qū)動(dòng)血流進(jìn)入主動(dòng)脈,從而部分或完全代替心臟的泵血功能.盡管RBP已有幾十年的發(fā)展并取得了長(zhǎng)足的技術(shù)進(jìn)步,但RBP在臨床應(yīng)用中仍會(huì)導(dǎo)致一些危及生命的不良事件或并發(fā)癥.其中RBP的恒定血泵轉(zhuǎn)速操作被認(rèn)為是導(dǎo)致這些不良事件或并發(fā)癥發(fā)生的重要因素之一.恒定RBP轉(zhuǎn)速無(wú)法滿足病人在不同活動(dòng)狀態(tài)和病理?xiàng)l件下(如高血壓、低血壓、血容量過(guò)高、血容量不足等)對(duì)于不同心輸出量的要求[2].更為重要的是,恒速RBP產(chǎn)生的血流不能對(duì)血管產(chǎn)生明顯的脈動(dòng)血流刺激,并且會(huì)使血管的搏動(dòng)性明顯降低[3–4].臨床上已經(jīng)報(bào)道了因植入恒速RBP后降低的血管搏動(dòng)性導(dǎo)致的各種并發(fā)癥,如血液損傷、舒張期高血壓、動(dòng)脈靜脈畸形、血管高阻抗等[5–6].另外,為滿足心輸出量要求而提高的RBP 轉(zhuǎn)速會(huì)使主動(dòng)脈壓大于左心室壓,最終導(dǎo)致主動(dòng)脈瓣永久關(guān)閉,即不會(huì)出現(xiàn)主動(dòng)脈壓小于左心室壓而使主動(dòng)脈瓣打開(kāi)的時(shí)刻.這種現(xiàn)象被認(rèn)為是主動(dòng)脈瓣關(guān)閉不全以及瓣膜融合等問(wèn)題的主要原因[5–6].

針對(duì)上述問(wèn)題,相關(guān)領(lǐng)域展開(kāi)了諸多關(guān)于如何調(diào)節(jié)RBP的輸出流量和轉(zhuǎn)速以提高血管搏動(dòng)性及間歇性打開(kāi)主動(dòng)脈瓣的研究,比較簡(jiǎn)單的是開(kāi)環(huán)控制方法.其中,調(diào)節(jié)血泵流量是在保證平均流量的前提下,采用梯形波、正弦同步、時(shí)序流量調(diào)節(jié)等方法[7–8]產(chǎn)生脈動(dòng)性血流和提高血管搏動(dòng)性;而調(diào)節(jié)血泵轉(zhuǎn)速是在保證平均轉(zhuǎn)速的前提下,通過(guò)調(diào)整轉(zhuǎn)速的幅值、頻率,并使轉(zhuǎn)速與心動(dòng)周期同步、異步等方法來(lái)實(shí)現(xiàn).而調(diào)節(jié)血泵轉(zhuǎn)速的方法也已經(jīng)成為相關(guān)領(lǐng)域關(guān)注的熱點(diǎn),這種方法不僅被應(yīng)用于左心室輔助裝置[9–10],也被應(yīng)用于雙心室輔助裝置[11–12].然而開(kāi)環(huán)控制方法的最大不足之處在于無(wú)法保證在病人大范圍變化的日常活動(dòng)和生理?xiàng)l件下自適應(yīng)地提供合適的心輸出量.

對(duì)此,研究人員設(shè)計(jì)了基于閉環(huán)反饋的控制方法,通過(guò)自適應(yīng)地改變RBP轉(zhuǎn)速來(lái)提高血管搏動(dòng)性和間歇地開(kāi)放主動(dòng)脈瓣,并滿足病人的心排量要求[13–14].但是少數(shù)方法集中于預(yù)防植入RBP后可能產(chǎn)生的抽吸(多由于泵轉(zhuǎn)速過(guò)高使過(guò)量的血從心室抽出導(dǎo)致心室塌陷)和返流現(xiàn)象[15],對(duì)血管搏動(dòng)性和心輸出量的提高有限.并且上述所有開(kāi)環(huán)和閉環(huán)的方法中,大多數(shù)只是以提高血管的搏動(dòng)性為目的,并未充分考慮如何有效地使主動(dòng)脈瓣能夠打開(kāi)和閉合.

本文提出了一種新穎的反饋控制方法,針對(duì)主動(dòng)脈壓與左心室壓的實(shí)際差值?P設(shè)定兩個(gè)相互轉(zhuǎn)換的高低參考值(?PH/?PL),采用增益調(diào)度比例積分(proportional integral,PI)控制器,使?P 逼近其中一個(gè)參考值后立即向另一個(gè)參考值逼近,從而提高血管搏動(dòng)性,間歇性地打開(kāi)主動(dòng)脈瓣,同時(shí)保證足夠的心輸出量以及不引起抽吸和返流現(xiàn)象的發(fā)生.本研究采用簡(jiǎn)易心血管系統(tǒng)和RBP的耦合仿真模型,在不同生理?xiàng)l件下對(duì)提出的控制方法進(jìn)行檢驗(yàn).

2 方法

2.1 心血管系統(tǒng)和RBP的耦合模型

根據(jù)RBP在臨床上的實(shí)際應(yīng)用進(jìn)行相關(guān)建模,即在心血管系統(tǒng)中將RBP從左心室連接至主動(dòng)脈.本文所采用的模型已在之前的研究中被反復(fù)驗(yàn)證,用于RBP生理控制以及不良事件檢測(cè)等各種算法的設(shè)計(jì)[16].圖1所示為此耦合模型的等效電路形式.表1列出了模型中的6個(gè)變量及相關(guān)生理意義.表2列出了所有模型參數(shù)及相關(guān)生理意義.圖1下半部分從左至右即x2至x3的路徑分別代表左心房、左心室、主動(dòng)脈、大動(dòng)脈.其中:DM和DA分別代表二尖瓣和主動(dòng)脈瓣,其導(dǎo)通和截止分別代表瓣膜的打開(kāi)和閉合;最上部分經(jīng)過(guò)RS從右至左回到左心房的路徑則代表整個(gè)體–肺循環(huán);從左心室到主動(dòng)脈即x6通過(guò)的路徑代表將RBP從左心室連接到主動(dòng)脈.另外,本文的模型假設(shè)右心房、右心室和肺循環(huán)系統(tǒng)是正常的,即RBP對(duì)于這幾部分的影響可以忽略不計(jì).所以,此簡(jiǎn)易模型中的心血管系統(tǒng)分為5 個(gè)部分(表1 中的x1至x5),并與RBP組成6階耦合模型.

圖1 基于心血管系統(tǒng)和RBP耦合模型的等效電路圖Fig.1 Equivalent circuit diagram of the combined cardiovascular system and RBP model

表1 心血管系統(tǒng)和RBP耦合模型的狀態(tài)變量Table 1 State variables in the combined cardiovascular system and RBP model

表2 心血管系統(tǒng)和RBP耦合模型的參數(shù)Table 2 Parameters in the combined cardiovascular system and RBP model

本文所采用的模型可用下列6階微分方程表示:

式中:R?Ri+Ro+RP+RK,L?Li+Lo+LP.模型中的輸入為控制變量i(t),即式(1)中的RBP電流,而前文提到的RBP轉(zhuǎn)速可用RBP電流和RBP血流量(表1中的x6)來(lái)表示:

式中: ω(t)代表泵轉(zhuǎn)速,Q(t)代表泵流量,γ和β均為常量.顯然,當(dāng)主動(dòng)脈瓣永久閉合時(shí),心輸出量等于RBP血流量;當(dāng)主動(dòng)脈瓣能夠正常打開(kāi)/閉合時(shí),心輸出量等于RBP血流量與主動(dòng)脈血流量之和.本文模型的所有參數(shù)和系統(tǒng)的驗(yàn)證均可從之前的相關(guān)研究中獲得[15–16].

2.2 控制方法設(shè)計(jì)

研究發(fā)現(xiàn),在病人各種活動(dòng)狀態(tài)下,保持主動(dòng)脈壓和左心室壓差值(?P)為常量的控制算法雖然會(huì)明顯降低血管搏動(dòng)性并永久關(guān)閉主動(dòng)脈瓣,但卻可以提供足夠的心輸出量,滿足基于RBP生理控制的需求[17–18].因此,本文提出的具體控制算法是根據(jù)實(shí)際情況設(shè)定基于?P的兩個(gè)參考值:高參考值(?PH)和低參考值(?PL),即兩個(gè)控制目標(biāo).實(shí)際?P值可用壓力傳感器進(jìn)行準(zhǔn)確測(cè)量.另外,本文采用增益調(diào)度PI控制器,具體的控制目的是調(diào)整控制系統(tǒng)的輸入i(t),使得當(dāng)參考值為?PH時(shí),控制系統(tǒng)的輸出即實(shí)際?P值逼近?PH,RBP流量增大并且主動(dòng)脈壓力明顯大于左心室壓力使得主動(dòng)脈瓣關(guān)閉,此時(shí)左心室的負(fù)載減弱.而后控制系統(tǒng)將參考值由?PH自動(dòng)轉(zhuǎn)換為?PL,RBP 流量減少,此時(shí)主動(dòng)脈壓力小于左心室壓力使得主動(dòng)脈瓣短暫處于打開(kāi)狀態(tài).因此,在每一次?PH和?PL相互轉(zhuǎn)換期間,控制系統(tǒng)可以產(chǎn)生足夠的主動(dòng)脈脈壓差,即明顯提高血管搏動(dòng)性,并且間歇性地打開(kāi)主動(dòng)脈瓣,同時(shí)可以為人體循環(huán)系統(tǒng)提供足夠的生理灌注.而高低參考值?PH和?PL的轉(zhuǎn)換方式為:仿真中初始參考值設(shè)為?PH,若當(dāng)前參考值與實(shí)際值?P值之差的絕對(duì)值小于10 mmHg,則當(dāng)前參考值立即轉(zhuǎn)換為另一個(gè)參考值.采用增益調(diào)度PI控制器的主要原因在于這種控制器的設(shè)置只需要選擇合適的控制器系數(shù)和合適的?PH及?PL.控制輸入,即RBP電流根據(jù)下列控制律進(jìn)行更新和修正:

式中:?Pr代表?P的參考值,即?PH或?PL,k1和k2是自定義的控制器系數(shù).圖2為設(shè)計(jì)的RBP反饋控制方法流程圖[18].圖中?P是主動(dòng)脈和左心室的壓力差,可以通過(guò)使用壓力傳感器得到,?PH和?PL是兩個(gè)設(shè)定的參考值,基于?P實(shí)際值與?PH或?PL的誤差,通過(guò)控制器來(lái)調(diào)節(jié)RBP電流使其大幅度的變化,進(jìn)而顯著地提高主動(dòng)脈脈壓差,并且產(chǎn)生足夠的生理灌注.

圖2 提出的反饋控制算法流程圖Fig.2 Flowchart of the proposed feedback control algorithm

本文將在模擬心衰病人靜息狀態(tài)(即基線狀態(tài))和輕度運(yùn)動(dòng)狀態(tài)的條件下,對(duì)設(shè)計(jì)的控制方法的效果和魯棒性進(jìn)行評(píng)估.模擬的心率在靜息狀態(tài)下為75 次/min,輕度運(yùn)動(dòng)狀態(tài)時(shí)為90 次/min[19].仿真開(kāi)始之前假設(shè)無(wú)RBP輔助.t0時(shí)設(shè)定為舒張末期階段,系統(tǒng)被給予RBP輔助支持,并且本文設(shè)定的高低參考值分別為?PH110 mmHg以及?PL40 mmHg.在所有測(cè)試條件下,控制器系數(shù)k1和k2的值均保持不變.待波形穩(wěn)定后記錄各種相關(guān)血流動(dòng)力學(xué)參數(shù),包括壓力、血流量、容積.最后,將本文中所提出的控制算法性能與恒定RBP轉(zhuǎn)速的控制算法性能進(jìn)行了比較.

2.3 數(shù)據(jù)分析

本文將在所有仿真條件下計(jì)算各種血流動(dòng)力學(xué)參數(shù)并分析其相關(guān)特征.用壓力、血流量和容積計(jì)算分析以下具體血流動(dòng)力學(xué)參數(shù):心輸出量;主動(dòng)脈收縮壓/舒張壓、平均壓;左心室收縮期、舒張末期、以及最大和最小壓力;主動(dòng)脈和RBP血流量等.另外,傳統(tǒng)意義上血管搏動(dòng)性被定義為主動(dòng)脈脈壓,即主動(dòng)脈的最大收縮壓與最小舒張壓的差值[5].本文用主動(dòng)脈脈壓來(lái)量化血管的搏動(dòng)性.抽吸現(xiàn)象被定義為左心室的瞬時(shí)壓力不大于1 mmHg[15].返流現(xiàn)象指的是RBP血流量為負(fù)值.本文中所有的結(jié)果均通過(guò)仿真軟件MATLAB(The MathWorks Inc.,Natick,MA,美國(guó))得出,仿真所用臺(tái)式計(jì)算機(jī)的配置為3.4 GHz英特爾i7–6700中央處理器及16 GB內(nèi)存.

3 結(jié)果

表3列出了無(wú)RBP輔助支持的正常心臟、無(wú)RBP輔助支持的心衰現(xiàn)象、本文提出的控制算法以及傳統(tǒng)的恒定RBP轉(zhuǎn)速控制算法在靜息狀態(tài)和輕度運(yùn)動(dòng)狀態(tài)下的各種結(jié)果比較.正常心臟在靜息狀態(tài)下的心輸出量為5.14 L/min,主動(dòng)脈壓力為117/78 mmHg,平均主動(dòng)脈壓力為99 mmHg,主動(dòng)脈脈壓為39 mmHg.相應(yīng)地,在輕度運(yùn)動(dòng)狀態(tài)下的心輸出量為6.26 L/min,主動(dòng)脈壓力為115/77 mmHg,平均主動(dòng)脈壓力為98 mmHg,主動(dòng)脈脈壓為38 mmHg.以上各種血流動(dòng)力學(xué)指標(biāo)均在正常范圍內(nèi),并且主動(dòng)脈瓣能夠正常打開(kāi)/閉合.

然而當(dāng)心衰發(fā)生并且無(wú)RBP輔助支持時(shí),與正常心臟相比,雖然主動(dòng)脈瓣能夠正常打開(kāi)/閉合,但各種血流動(dòng)力學(xué)指標(biāo)均發(fā)生了明顯的變化.此時(shí)靜息狀態(tài)下的心輸出量降低至3.88 L/min,主動(dòng)脈壓力下降至93/62 mmHg,平均主動(dòng)脈壓力下降至78 mmHg,主動(dòng)脈脈壓減少到31 mmHg.而在輕度運(yùn)動(dòng)狀態(tài)下的心輸出量減少到4.74 L/min,主動(dòng)脈壓力降低至92/62 mmHg,平均主動(dòng)脈壓力下降至77 mmHg,主動(dòng)脈脈壓降低至30 mmHg.

圖3所示為提出的控制算法與恒定RBP轉(zhuǎn)速控制算法在靜息狀態(tài)下各種重要血流動(dòng)力學(xué)指標(biāo)的對(duì)比結(jié)果.圖3(a)?(e)分別為基于本文提出的控制算法的壓力、RBP流量、RBP轉(zhuǎn)速、?P以及RBP電流的結(jié)果;圖3(f)?(j)分別為基于恒定RBP轉(zhuǎn)速控制算法的相應(yīng)結(jié)果.提出的控制算法將平均心輸出量提高至5.54 L/min,明顯高于無(wú)RBP 輔助支持時(shí)心衰情況的心輸出量,也略高于正常心臟的心輸出量.主動(dòng)脈壓力升高至126/83 mmHg,平均主動(dòng)脈壓力為105 mmHg,主動(dòng)脈脈壓為43 mmHg,均明顯高于無(wú)RBP輔助支持時(shí)心衰情況的各種相關(guān)結(jié)果,也略高于正常心臟的各種相應(yīng)血流動(dòng)力學(xué)參數(shù)(表3).更重要的是,提出的控制算法能夠使主動(dòng)脈瓣間歇性地打開(kāi),即每3個(gè)心動(dòng)周期打開(kāi)一次(圖3(a)).相比較而言,雖然恒定RBP轉(zhuǎn)速控制算法也能夠明顯提高心輸出量以及平均主動(dòng)脈壓力并且與基于提出的控制算法得到的結(jié)果相比相差無(wú)幾,但是卻極大降低了血管搏動(dòng)性(僅為8 mmHg).另外由于此時(shí)主動(dòng)脈壓力永久大于左心室壓力,主動(dòng)脈瓣也將會(huì)永久關(guān)閉(圖3(e)).抽吸和返流現(xiàn)象在上述兩種算法中均未發(fā)現(xiàn).

表3 無(wú)RBP輔助支持的正常心臟、無(wú)RBP輔助支持的心衰現(xiàn)象、提出的控制算法以及恒定RBP轉(zhuǎn)速控制算法在靜息(基線)狀態(tài)和輕度運(yùn)動(dòng)狀態(tài)下的結(jié)果比較Table 3 Comparison of results of the normal heart without RBP assistance,heart failure without RBP assistance,the proposed control algorithm,and constant RBP speed control strategy under rest(baseline)and light exercise conditions

圖3 本文提出的控制算法和恒定RBP轉(zhuǎn)速控制算法在靜息狀態(tài)下的對(duì)比Fig.3 Comparison of the proposed control algorithm and constant speed control algorithm under rest condition

圖4所示為設(shè)計(jì)的控制算法和恒定RBP轉(zhuǎn)速控制算法在輕度運(yùn)動(dòng)條件下各種結(jié)果的對(duì)比(每個(gè)子圖的含義均與圖3對(duì)應(yīng)的相同).與圖3的趨勢(shì)相同,與無(wú)RBP輔助支持時(shí)的心衰情況相比,設(shè)計(jì)的控制算法可明顯提高平均心輸出量(4.74 L/min至6.79 L/min)、主動(dòng)脈收縮壓/舒張壓(92/62 mmHg至120/87 mmHg)以及平均主動(dòng)脈壓力(77 mmHg至105 mmHg),并略提高主動(dòng)脈脈壓(30 mmHg至33 mmHg),并且除主動(dòng)脈脈壓外其他指標(biāo)均略高于正常心臟的各種相應(yīng)結(jié)果(表3).

另外,提出的控制算法能夠使主動(dòng)脈瓣每5個(gè)心動(dòng)周期間歇性地打開(kāi)一次(圖4(a)).而基于恒定RBP轉(zhuǎn)速的控制算法雖然使得到的心輸出量和平均主動(dòng)脈壓力幾乎與基于提出的控制算法得到的結(jié)果相同,然而血管搏動(dòng)性(僅為6 mmHg)卻明顯下降,并且由于此時(shí)主動(dòng)脈壓力永久大于左心室壓力,主動(dòng)脈瓣永久關(guān)閉(圖4(e)).抽吸和返流現(xiàn)象在上述仿真實(shí)例中均未發(fā)現(xiàn).

圖4 本文提出的控制算法和恒定RBP轉(zhuǎn)速控制算法在輕度運(yùn)動(dòng)條件下的對(duì)比Fig.4 Comparison of the proposed control algorithm and constant speed control algorithm during light exercise condition

此外,圖5所示為生理狀態(tài)由輕度運(yùn)動(dòng)變?yōu)殪o息時(shí)設(shè)計(jì)的控制算法(t100 s時(shí)生理狀態(tài)改變)和恒定RBP轉(zhuǎn)速控制算法(t200 s時(shí)生理狀態(tài)改變)各種結(jié)果的對(duì)比(每個(gè)子圖的含義均與圖3及圖4對(duì)應(yīng)的相同).兩種方法均未發(fā)現(xiàn)抽吸和返流現(xiàn)象,生理狀態(tài)變化后各種波形均能夠迅速趨于平穩(wěn),并且生理狀態(tài)發(fā)生變化前后的各種血流動(dòng)力學(xué)參數(shù)均與前述結(jié)果保持一致.

圖5 本文提出的控制算法和恒定RBP轉(zhuǎn)速控制算法在生理?xiàng)l件由輕度運(yùn)動(dòng)向靜息轉(zhuǎn)變時(shí)的對(duì)比Fig.5 Comparison of the proposed control algorithm and constant speed control algorithm during the physiological condition

4 討論與分析

本文通過(guò)計(jì)算機(jī)仿真測(cè)試了一種新的控制算法.仿真中使用了一種RBP,但是設(shè)計(jì)的控制系統(tǒng)在適當(dāng)?shù)卣{(diào)整了控制器系數(shù)后可在臨床上應(yīng)用于任意類型的RBP.仿真結(jié)果表明,在靜息以及輕度運(yùn)動(dòng)的情況下,提出的控制算法均可以間歇性地打開(kāi)主動(dòng)脈瓣,即使少量血流經(jīng)打開(kāi)的主動(dòng)脈瓣流入主動(dòng)脈,同時(shí)提高主動(dòng)脈根部的搏動(dòng)性.上述研究目的通過(guò)設(shè)定主動(dòng)脈與左心室壓力差?P 的兩個(gè)不同參考值?PH和?PL,采用增益調(diào)度PI控制器,使實(shí)際?P值逼近一個(gè)參考值后立即向另一個(gè)參考值逼近來(lái)實(shí)現(xiàn).

根據(jù)臨床研究,由于RBP的輔助支持,特別是在恒定RBP轉(zhuǎn)速的模式下,減少的血管搏動(dòng)性對(duì)主動(dòng)脈血管、主動(dòng)脈壁、以及平滑肌細(xì)胞均有負(fù)面影響[20–21].這一現(xiàn)象也與一些不良事件及并發(fā)癥有關(guān),包括動(dòng)靜脈畸形、出血性腦卒中、以及消化道出血[5–6].雖然很多相關(guān)文獻(xiàn)所設(shè)計(jì)的控制器均能夠提供足夠的生理灌注以及不產(chǎn)生抽吸和返流現(xiàn)象,然而本文提出的控制算法除這些目的以外還可以明顯增加血管搏動(dòng)性,預(yù)防或減輕上述與降低的血管搏動(dòng)性相關(guān)的不良事件.另外,主動(dòng)脈瓣的正常開(kāi)放和閉合對(duì)于植入RBP的心衰病人是極其重要的,它可以預(yù)防主動(dòng)脈瓣關(guān)閉不全,降低主動(dòng)脈瓣根部再狹窄的可能性[22].主動(dòng)脈瓣在打開(kāi)和關(guān)閉之間的正常切換也與最大程度降低左心室負(fù)荷進(jìn)而減少心臟的每搏作功,以及增加左心室負(fù)荷之間的轉(zhuǎn)換相關(guān),進(jìn)而可以逐漸地提高心肌功能.本文所提出的控制算法同樣可以實(shí)現(xiàn)上述的切換功能.換句話說(shuō),這樣的控制系統(tǒng)將確保病人得到RBP的全部或部分輔助支持.因此可以降低心肌萎縮的風(fēng)險(xiǎn),甚至使心肌功能得到恢復(fù)[3,6,9].

通過(guò)開(kāi)環(huán)方式周期性地控制血泵轉(zhuǎn)速是提高主動(dòng)脈搏動(dòng)性和打開(kāi)主動(dòng)脈瓣的傳統(tǒng)方法.Tuzun等通過(guò)動(dòng)物模型,利用Jarvik 2000這種旋轉(zhuǎn)式血泵,采用間歇性降低血泵轉(zhuǎn)速的方式實(shí)現(xiàn)了上述目的[23].他們的實(shí)驗(yàn)結(jié)果證明了即便是在相對(duì)較低的心排量以及主動(dòng)脈瓣完全關(guān)閉的狀態(tài)下,通過(guò)每分鐘暫時(shí)降低血泵轉(zhuǎn)速10 s的方法便可以在此段時(shí)間內(nèi)打開(kāi)主動(dòng)脈瓣,使左心室的血液通過(guò)主動(dòng)脈瓣射入主動(dòng)脈.這種方法可以使得主動(dòng)脈瓣在1 min的一個(gè)周期內(nèi)打開(kāi)6次.然而這種方法的最大缺點(diǎn)在于無(wú)法在病人大范圍變化的日?；顒?dòng)和生理?xiàng)l件下自適應(yīng)地調(diào)節(jié)血泵轉(zhuǎn)速,也無(wú)法滿足變化的心排量要求.而本文設(shè)計(jì)的控制算法不但可以在每分鐘內(nèi)更頻繁地打開(kāi)主動(dòng)脈瓣,其中靜息狀態(tài)下每分鐘主動(dòng)脈瓣打開(kāi)20余次(圖3(a)),輕度運(yùn)動(dòng)狀態(tài)下每分鐘主動(dòng)脈瓣打開(kāi)近20次(圖4(a)),并且可以在病人生理狀況發(fā)生變化時(shí)自適應(yīng)地滿足心輸出量的變化要求(表3,圖5).另外,通過(guò)對(duì)比圖3?5中的(c)和(h)可以看出,設(shè)計(jì)的控制算法的泵速變化是周期性的,但此周期性變化的頻率明顯慢于恒速算法.從圖中也可看到,提出的控制算法每隔幾秒鐘會(huì)周期性地造成RBP轉(zhuǎn)速的瞬時(shí)巨大改變,這是由于相應(yīng)時(shí)間內(nèi)系統(tǒng)的輸入即RBP電流的瞬時(shí)改變?cè)斐傻?屬于控制器的設(shè)計(jì)問(wèn)題.本文通過(guò)仿真得到了比較滿意的結(jié)果,然而該瞬時(shí)速度變化對(duì)系統(tǒng)安全性造成的風(fēng)險(xiǎn)以及控制器的優(yōu)化設(shè)計(jì)需要將來(lái)通過(guò)離體實(shí)驗(yàn)和動(dòng)物實(shí)驗(yàn)進(jìn)一步驗(yàn)證.

此項(xiàng)研究的另一關(guān)鍵性問(wèn)題是當(dāng)控制輸入過(guò)低時(shí)可能會(huì)導(dǎo)致返流現(xiàn)象;當(dāng)控制輸入過(guò)高時(shí)可能會(huì)導(dǎo)致抽吸現(xiàn)象.有研究表明,在傳統(tǒng)的恒定RBP轉(zhuǎn)速控制算法下,如果在日常生活中病人的活動(dòng)狀態(tài)發(fā)生改變,比如咳嗽、瓦氏呼吸(Vasalva Maneuver)、突然活動(dòng)以及活動(dòng)中突然停止運(yùn)動(dòng)等,則很容易導(dǎo)致抽吸和返流現(xiàn)象[24].一些研究中通常通過(guò)設(shè)定RBP的最低血流量參考值來(lái)防止返流現(xiàn)象,并且通常在控制系統(tǒng)中加入抽吸檢測(cè)算法來(lái)預(yù)防抽吸現(xiàn)象.然而抽吸檢測(cè)算法的加入會(huì)增加整體控制算法的復(fù)雜度,并且大多數(shù)實(shí)驗(yàn)和研究證實(shí)其設(shè)計(jì)的算法并不能完全預(yù)防抽吸現(xiàn)象.相比較而言,本文設(shè)定了控制輸入的最小值來(lái)防止返流現(xiàn)象,并且在輕度運(yùn)動(dòng)條件下并未用到此項(xiàng)設(shè)定;另外,本文設(shè)計(jì)的控制算法中并未加入額外的抽吸檢測(cè)算法,所有仿真測(cè)試在滿足提高血管搏動(dòng)性和間歇打開(kāi)主動(dòng)脈瓣的同時(shí)均未發(fā)現(xiàn)上述現(xiàn)象(表3).本研究采用高、低參考值的最主要目的是要產(chǎn)生接近于正常的主動(dòng)脈脈壓.高低參考值(110 mmHg和40 mmHg)的設(shè)定依據(jù)在于要使系統(tǒng)同時(shí)滿足:產(chǎn)生接近于正常的主動(dòng)脈脈壓值、足夠的心輸出量,以及不引發(fā)抽吸和返流現(xiàn)象,因?yàn)楦邊⒖贾颠^(guò)高會(huì)產(chǎn)生抽吸現(xiàn)象[25],而低參考值過(guò)低則有可能產(chǎn)生返流現(xiàn)象.因此,本文在選取高低參考值時(shí)已經(jīng)保證了結(jié)果無(wú)抽吸和返流現(xiàn)象.

本文的研究通過(guò)計(jì)算機(jī)仿真得到了初步結(jié)果.顯然,基于實(shí)驗(yàn)數(shù)據(jù)或臨床數(shù)據(jù)得出的結(jié)論將更有說(shuō)服力,因?yàn)橛?jì)算機(jī)仿真無(wú)法取代離體實(shí)驗(yàn)或動(dòng)物實(shí)驗(yàn)的重要性和意義,也不能夠重現(xiàn)所有預(yù)期的臨床效果.例如,本文所采用的心血管系統(tǒng)假設(shè)右心房和右心室以及肺循環(huán)系統(tǒng)是正常的,因此認(rèn)為它們對(duì)左心室心衰的影響可以忽略不計(jì),并且假設(shè)了心血管系統(tǒng)模型中的參數(shù)為集總參數(shù)、血流為牛頓液體.計(jì)算機(jī)仿真和數(shù)學(xué)模型也無(wú)法模擬與心血管系統(tǒng)相關(guān)的神經(jīng)體液反應(yīng)、組織重塑以及遺傳表型的變化[26].更重要的是,仿真結(jié)果中給出了主動(dòng)脈瓣膜間歇性地打開(kāi)的頻率,然而僅僅分析這一頻率是不夠的,因?yàn)榘昴ら_(kāi)啟的持續(xù)時(shí)間和最大截面積也可能隨著很多因素而發(fā)生改變并且直接影響到通過(guò)主動(dòng)脈瓣的血流量.本研究中也并未面向可能出現(xiàn)抽吸或返流的情況對(duì)控制器做進(jìn)一步的測(cè)試.這些也是此項(xiàng)研究將來(lái)要通過(guò)離體實(shí)驗(yàn)和動(dòng)物實(shí)驗(yàn)要解決的主要問(wèn)題.盡管本文還存在著一定的不足和局限性,但是本文通過(guò)模型和仿真說(shuō)明此種控制方法是可行和有效的,可為今后RBP的改進(jìn)和設(shè)計(jì)提供可靠的平臺(tái),具有一定的臨床應(yīng)用價(jià)值.另外,本文中對(duì)主動(dòng)脈和左心室壓力的測(cè)量是基于壓力傳感器來(lái)實(shí)現(xiàn)的.到目前為止,臨床上還沒(méi)有可靠的、可長(zhǎng)期使用的血壓傳感器可供選擇[27].然而,目前關(guān)于這種血壓傳感器的許多研究正在進(jìn)行中,并在文獻(xiàn)中報(bào)道了比較滿意的結(jié)果[28].因此,相關(guān)研究中使用這種傳感器是合理的.一些研究中也報(bào)道過(guò)利用某些RBP的內(nèi)在參數(shù)來(lái)準(zhǔn)確估算?P的方法[26],這也是此項(xiàng)研究將來(lái)要解決的另一問(wèn)題.

5 結(jié)論

本文提出了一種基于RBP的反饋控制算法,用于間歇性地打開(kāi)主動(dòng)脈瓣、提高血管搏動(dòng)性、同時(shí)滿足心衰病人對(duì)于不同生理?xiàng)l件下心輸出量的要求以及不引發(fā)抽吸和返流現(xiàn)象.仿真結(jié)果表明,設(shè)計(jì)的方法可以有效地實(shí)現(xiàn)上述研究目標(biāo).該方法的實(shí)際臨床效果仍然需要利用離體實(shí)驗(yàn)和大型動(dòng)物實(shí)驗(yàn)來(lái)進(jìn)一步驗(yàn)證和改進(jìn).