專利名稱：血管內(nèi)支架植入的生物力學(xué)實(shí)驗(yàn)?zāi)M裝置的制作方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明涉及了經(jīng)皮穿刺置入式支架置入手術(shù)，屬于醫(yī)療器械性能測(cè)試的技術(shù)領(lǐng) 域，特別涉及面向血管支架植入生物力學(xué)特性測(cè)試的實(shí)驗(yàn)?zāi)M裝置。
背景技術(shù)：
世界衛(wèi)生組織發(fā)布的《2004年全球疾病負(fù)擔(dān)》顯示，心血管疾病是全世界主要的死 亡原因，2004年全球死于缺血性心臟病的患者約有720萬(wàn)，占總死亡率的12. 2%，在20個(gè) 常見(jiàn)死亡率疾病中高居第一。中國(guó)衛(wèi)生部在《2008年中國(guó)衛(wèi)生統(tǒng)計(jì)年鑒》中分析2007年中 國(guó)城市居民主要疾病死亡率構(gòu)成表明心臟疾病死亡率為16. 29%，僅排于惡性腫瘤和腦血 管疾病之后第三位。心血管病死亡率和致殘率較高的主要有缺血性心臟病和冠脈栓塞；心 血管疾病需要良好的飲食、運(yùn)動(dòng)等日常生活習(xí)慣去預(yù)防，但缺血性心臟病、冠脈栓塞等的病 人則需要心血管外科或支架介入手術(shù)進(jìn)行及時(shí)的治療。心血管手術(shù)以血管內(nèi)支架植入的介入治療為主。支架植入術(shù)是在經(jīng)皮穿刺腔內(nèi)冠 狀動(dòng)脈成形術(shù)基礎(chǔ)上，通過(guò)導(dǎo)管將支架送到病變處，并使其擴(kuò)張后對(duì)血管起力學(xué)支撐作用。 血管內(nèi)支架可有效地防止手術(shù)后的急性閉塞，并降低了再狹窄的發(fā)生率。當(dāng)前，血管內(nèi)支架 主要有由不銹鋼、鈦和鈦合金、鎳鈦合金、鉭合金等制成的裸金屬支架和高分子聚合物基質(zhì) 制成的藥物洗脫支架。在臨床上的廣泛應(yīng)用中，血管內(nèi)支架的一些弊端顯現(xiàn)出來(lái)，支架內(nèi)形 成血栓造成血管再狹窄，除了患者自身和病變?cè)蛲庵饕嬖谠S多技術(shù)上的問(wèn)題，如支架 擴(kuò)張不良、貼壁不良、支架重疊、支架塌陷、支架植入后最后管腔過(guò)小和材料生物相容性不 良等ο血管內(nèi)支架植入過(guò)程和其在狹窄血管內(nèi)擴(kuò)張支撐過(guò)程充滿著許多難以預(yù)測(cè)的復(fù) 雜因素，會(huì)碰到許多人體組織的接觸和血流的耦合等等力學(xué)問(wèn)題。因此，血管內(nèi)支架的設(shè) 計(jì)和選用需要取決于病變血管的病癥和血管內(nèi)支架的性能，包括生物相容性、順應(yīng)性、傳送 性、張開(kāi)性、柔軟性、覆蓋率等等因素。支架植入過(guò)程為自擴(kuò)張血管支架或球囊擴(kuò)張支架安 裝于輸送導(dǎo)管末端，經(jīng)皮插入動(dòng)脈血管，沿心血管流場(chǎng)逆流往心臟方向?qū)⒅Ъ茌斶\(yùn)通過(guò)主 動(dòng)脈或冠脈分支小血管、彎曲血管分支等等，支架經(jīng)受血流剪切力、血管壁接觸、分支或拐 彎處自身彎曲力等等的作用；直至到達(dá)狹窄血管處，釋放自擴(kuò)張血管支架或球囊擴(kuò)張支架， 支架結(jié)構(gòu)形變、直徑擴(kuò)張至病變前正常血管直徑尺寸，支架受到擴(kuò)張過(guò)程的自身材料結(jié)構(gòu) 應(yīng)力變化和血管壁的接觸應(yīng)力等等；此時(shí)待支架結(jié)構(gòu)和位置穩(wěn)定后輸送導(dǎo)管抽出體外，支 架留置于狹窄血管處起到疏通支撐血管作用，以形變后的結(jié)構(gòu)殘余應(yīng)力來(lái)支持血管狹窄斑 塊。在血管內(nèi)支架進(jìn)行動(dòng)物實(shí)驗(yàn)、臨床試驗(yàn)之前，血管內(nèi)支架可以在體外進(jìn)行近似真 實(shí)狀況地模擬植入實(shí)驗(yàn)測(cè)試其力學(xué)性能，這將為血管內(nèi)支架的設(shè)計(jì)和研發(fā)提供尤為直觀和 客觀的評(píng)價(jià)意見(jiàn)。中國(guó)發(fā)明專利200510040820. 4公開(kāi)了一種球囊擴(kuò)張血管內(nèi)支架擴(kuò)張性 能體外測(cè)試裝置及測(cè)試方法，該裝置具有血流體外模擬裝置、機(jī)器視覺(jué)裝置、球囊內(nèi)壓力測(cè) 量裝置以及圖像處理軟件等；該測(cè)試方法在體外模擬人體血運(yùn)環(huán)境，封閉液壓循環(huán)系統(tǒng)中的恒溫液體經(jīng)蠕動(dòng)泵控制后，流經(jīng)模擬血管壁的透明軟管，且軟管內(nèi)部具有模擬患者血管 堵塞的斑塊環(huán)，測(cè)試時(shí)須將球囊與支架置于軟管內(nèi)部進(jìn)行擴(kuò)張實(shí)驗(yàn)。對(duì)支架在擴(kuò)張過(guò)程中 的尺寸和形狀等的測(cè)量，是通過(guò)機(jī)器視覺(jué)裝置對(duì)支架擴(kuò)張變形圖像進(jìn)行采集和數(shù)字化，并 經(jīng)圖像處理軟件處理得到的。球囊內(nèi)壓力測(cè)量裝置對(duì)支架擴(kuò)張變形過(guò)程中球囊內(nèi)壓力進(jìn)行 采集和處理，得到支架擴(kuò)張所需壓力。本發(fā)明血流體外模擬裝置使用蠕動(dòng)泵來(lái)推動(dòng)血流脈 動(dòng)循環(huán)。

發(fā)明內(nèi)容
本發(fā)明的目的在于提供一種能夠模擬經(jīng)皮穿刺置入式支架置入手術(shù)，且可對(duì)血管 內(nèi)支架在植入過(guò)程和疏通支撐血管過(guò)程中的結(jié)構(gòu)形變、應(yīng)力變化進(jìn)行測(cè)試的實(shí)驗(yàn)裝置。本發(fā)明目的通過(guò)如下技術(shù)方案實(shí)現(xiàn)血管內(nèi)支架植入的生物力學(xué)實(shí)驗(yàn)?zāi)M裝置，由人工心血管系統(tǒng)、人工血液及脈動(dòng) 血流流場(chǎng)控制系統(tǒng)和力學(xué)實(shí)驗(yàn)觀測(cè)裝置組成；所述人工心血管系統(tǒng)的儲(chǔ)液箱上方浸泡與左 心室?guī)缀蜗嗨频墓枘z左心室模型，硅膠左心室模型內(nèi)外溶液互相隔離，硅膠左心室模型入 口端通過(guò)模擬右心房的硅膠空心圓球連接上開(kāi)放式儲(chǔ)液箱；左心室硅膠模型出口端與主動(dòng) 脈弓模型連接，主動(dòng)脈弓模型分別與入顱動(dòng)脈模型和下降主動(dòng)脈模型連接；下降主動(dòng)脈模 型分別與分支血管模型以及狹窄血管模塊模型連接；其中，入顱動(dòng)脈和下降主動(dòng)脈的出口 分別連接多個(gè)順應(yīng)器，順應(yīng)器、分支血管模型和狹窄血管模塊模型的出口都分別用管道連 接至上開(kāi)放式儲(chǔ)液箱，構(gòu)成閉環(huán)血液流場(chǎng)模型；所述狹窄血管模塊模型為透明硅橡膠血管 模型，血管長(zhǎng)12-15cm、壁厚2. 4-3. 7mm、入口和出口截面內(nèi)直徑均為3-6cm ；狹窄血管模塊 模型兩端設(shè)有凹槽，用于密封連接橡皮管；狹窄血管模塊模型的管壁內(nèi)部設(shè)有中空泡囊，中 空泡囊與管壁連成一體，泡囊內(nèi)壁厚為0. 8-1. 2mm，泡囊外壁厚為1. 6-2. 5mm，注射器或壓 力球囊通過(guò)管道連接中空泡囊；所述人工血液及脈動(dòng)血流流場(chǎng)控制系統(tǒng)的微型計(jì)算機(jī)與功率放大器、直線步進(jìn)電 機(jī)和活塞依次連接；活塞設(shè)置在密閉儲(chǔ)液箱底部；使用微型計(jì)算機(jī)產(chǎn)生左心室模擬信號(hào)， 經(jīng)功率放大器驅(qū)動(dòng)直線步進(jìn)電機(jī)，并進(jìn)而帶動(dòng)活塞上下運(yùn)動(dòng)；在閉環(huán)血液流場(chǎng)模型內(nèi)設(shè)有 相似血液粘度和比重且含模擬血栓顆粒聚苯乙烯微球的人工血液；所述力學(xué)實(shí)驗(yàn)觀測(cè)裝置的流量計(jì)與主動(dòng)脈弓模型連接，設(shè)置在硅膠左心室模型出 口處，以監(jiān)控脈動(dòng)流場(chǎng)，壓力傳感器有四個(gè)，分別設(shè)置在狹窄血管模塊模型兩端以及連接注 射器或壓力球囊處和主動(dòng)脈弓模型的管道上，狹窄血管模塊模型兩端設(shè)置的壓力傳感器用 于分析檢測(cè)狹窄血管兩端壓差；在分支血管模型和外接血管模塊模型外部設(shè)置高速攝影 機(jī)，觀測(cè)流場(chǎng)及支架輸運(yùn)、植入、擴(kuò)張、支撐過(guò)程；注射器或壓力球囊與外接血管模塊模型連 接；壓力傳感器、流量計(jì)和高速攝像機(jī)分別與微型計(jì)算機(jī)信號(hào)連接；由微型計(jì)算機(jī)控制采 集和分析血流剪切應(yīng)力和血液流量；在分支直角彎曲血管模型以及狹窄血管模塊模型外部 通過(guò)高速攝像機(jī)進(jìn)行拍攝，同時(shí)由微型計(jì)算機(jī)控制并完成數(shù)據(jù)采集和處理。為進(jìn)一步實(shí)現(xiàn)本發(fā)明目的，所述分支血管模型為彎曲玻璃導(dǎo)管，彎曲玻璃導(dǎo)管直 徑大小為擴(kuò)張前血管內(nèi)支架直徑的1. 5-5倍，用來(lái)模擬支架植入過(guò)程中遇到的拐彎血管分 支位置，分支血管模型兩端分別使用橡皮管與下降主動(dòng)脈模型和上開(kāi)放式儲(chǔ)液箱連接。所述模擬右心房的硅膠空心圓球?yàn)楣柘鹉z彈性球體，與人體左心房相似，在舒張期可以收縮使心室迅速充盈液體。所述上開(kāi)放式儲(chǔ)液箱為透明有機(jī)玻璃圓柱容器。所述上開(kāi)放式儲(chǔ)液箱底部設(shè)透明有機(jī)玻璃圓柱液面控制器，圓柱液面控制器下部 與硅膠空心圓球連接，使得循環(huán)液體的液面高度不變、給模擬右心房的硅膠空心圓球的流 體勢(shì)能不變。所述主動(dòng)脈弓模型為直徑20_30mm的彈性硅橡膠管，其形狀模擬人的主動(dòng)脈弓幾 何尺寸，長(zhǎng)為25-30cm，入口端以45-60°角度與硅膠左心室模型相連、出口端與下降主動(dòng) 脈模型垂直相連，拐彎處有三個(gè)直徑3-6cm的分支出口連接彈性硅橡膠的入顱動(dòng)脈模型。所述下降主動(dòng)脈模型為直徑20-30mm的彈性硅橡膠直管，長(zhǎng)45-50cm。所述人工血液是用生理鹽水與右旋糖苷形成混合物，混合物在37士 1°C時(shí)粘度為 3. 9 4cp，比重為1. 055 1. 287g/cm2，與正常血液相似；并在混合物中同時(shí)加入直徑為 10-15、15-30、30-50 μ m三種不同顏色的聚苯乙烯微球，每升人工血液中含三種不同顏色的 聚苯乙烯微球都為1_3*109個(gè)。與現(xiàn)有的相關(guān)技術(shù)對(duì)比，本發(fā)明具有如下的優(yōu)點(diǎn)(1)本發(fā)明通過(guò)計(jì)算機(jī)產(chǎn)生的模擬心室壓力信號(hào)驅(qū)動(dòng)電機(jī)、從而壓縮心室進(jìn)行脈 動(dòng)血流的循環(huán)，更能相似的模擬仿真了人體血流循環(huán)系統(tǒng)，同時(shí)通過(guò)主動(dòng)脈弓的壓力和流 量以及下降主動(dòng)脈的流量去監(jiān)控模擬血液流場(chǎng)；(2)本發(fā)明狹窄血管模塊模型中的狹窄斑塊可以由中空泡囊壓力調(diào)節(jié)大小，并可 以隨球囊支架擴(kuò)張而向外擴(kuò)張，并通過(guò)狹窄血管模塊模型兩端的壓力檢測(cè)去分析球囊支架 擴(kuò)張以及球囊導(dǎo)管卸載抽出后支架支撐疏通血管過(guò)程中對(duì)血管血壓、血流速度等血流動(dòng)力 學(xué)狀況。(3)本發(fā)明還可以模擬臨床手術(shù)，從下降主動(dòng)脈處插管進(jìn)行分支血管的球囊支架 植入手術(shù)，可以對(duì)支架研發(fā)人員和支架植入手術(shù)學(xué)習(xí)人員進(jìn)行體外的臨床模擬培訓(xùn)。


圖1是本發(fā)明裝置的整體結(jié)構(gòu)示意圖。圖中示出微型計(jì)算機(jī)1、功率放大器2、直線步進(jìn)電機(jī)3、活塞4、密閉儲(chǔ)液箱5、左 心室硅膠空心模型6、模擬右心房的硅膠空心圓球7、上開(kāi)放式儲(chǔ)液箱8、圓柱液面控制器9、 主動(dòng)脈弓模型10、入顱動(dòng)脈模型11、下降主動(dòng)脈模型12、順應(yīng)器13、分支血管模型14、狹窄 血管模塊模型15、注射器或壓力球囊16、壓力傳感器17、流量計(jì)18、高速攝像機(jī)19、人工血 液20。圖2是狹窄血管模塊模型15的圓管二維結(jié)構(gòu)示意圖。圖中示出連接凹槽21、中空泡囊22。圖3為微型計(jì)算機(jī)軟件控制程序流程框圖。
具體實(shí)施例方式下面結(jié)合附圖對(duì)本發(fā)明作進(jìn)一步的說(shuō)明，但本發(fā)明要求保護(hù)的范圍并不局限于實(shí) 施方式表述的范圍。如圖1所示，血管內(nèi)支架植入的生物力學(xué)實(shí)驗(yàn)?zāi)M裝置由人工心血管系統(tǒng)、人工血液及脈動(dòng)血流流場(chǎng)控制系統(tǒng)和力學(xué)實(shí)驗(yàn)觀測(cè)裝置組成。人工心血管系統(tǒng)包括密閉儲(chǔ)液箱 5、硅膠左心室模型6、模擬右心房的硅膠空心圓球7、上開(kāi)放式儲(chǔ)液箱8、主動(dòng)脈弓模型10、 入顱動(dòng)脈模型11、下降主動(dòng)脈模型12、分支血管模型14和狹窄血管模塊模型15 ；儲(chǔ)液箱5 上方浸泡與左心室?guī)缀蜗嗨频墓枘z左心室模型6，硅膠左心室模型6內(nèi)外溶液互相隔離，硅 膠左心室模型6入口端通過(guò)模擬右心房的硅膠空心圓球7連接上開(kāi)放式儲(chǔ)液箱8 ；左心室 硅膠模型6出口端與主動(dòng)脈弓模型10連接，主動(dòng)脈弓模型10分別與入顱動(dòng)脈模型11和下 降主動(dòng)脈模型12連接；下降主動(dòng)脈模型12分別與分支血管模型14以及狹窄血管模塊模型 15連接；其中，入顱動(dòng)脈11和下降主動(dòng)脈12的出口分別連接多個(gè)順應(yīng)器13，順應(yīng)器為橫 置圓柱桶，上為密閉空氣，下為流動(dòng)液體，利用液面上的可壓氣體收縮性模擬血管模型的彈 性；順應(yīng)器13、分支血管模型14和狹窄血管模塊模型15的出口都分別用管道連接至上開(kāi) 放式儲(chǔ)液箱8，構(gòu)成閉環(huán)血液流場(chǎng)模型。在下降主動(dòng)脈模型12管壁側(cè)端分別設(shè)置三個(gè)開(kāi)口， 其中一入口位于下降主動(dòng)脈上方，與管壁上傾30°，其可連接分支血管模型14或狹窄血管 模塊模型15 ；其下方處有另一入口，與管壁上傾45°，其可連接分支血管模型14或狹窄血 管模塊模型15 ；下降主動(dòng)脈12下方設(shè)有一入口，與管壁下傾30°，該入口使用橡膠密封可 做注射插管端。分支血管模型14為彎曲玻璃導(dǎo)管，彎曲玻璃導(dǎo)管直徑大小為擴(kuò)張前血管內(nèi)支架 直徑的1.5-5倍，用來(lái)模擬支架植入過(guò)程中遇到的拐彎血管分支位置，分支血管模型14兩 端分別使用橡皮管與下降主動(dòng)脈模型12和上開(kāi)放式儲(chǔ)液箱8連接。狹窄血管模塊模型15為透明硅橡膠血管模型，血管長(zhǎng)12-15cm、壁厚2. 4-3. 7mm、 入口和出口截面內(nèi)直徑均為3-6cm，狹窄血管模塊模型15兩端分別使用橡皮管與下降主動(dòng) 脈模型12和上開(kāi)放式儲(chǔ)液箱8連接。如圖2所示，狹窄血管模塊模型15兩端設(shè)有凹槽21， 用于密封連接橡皮管；狹窄血管模塊模型15管壁內(nèi)部設(shè)有中空泡囊22，中空泡囊22與管 壁連成一體，泡囊內(nèi)壁厚為0. 8-1. 2mm，泡囊外壁厚為1.6-2. 5mm，其中泡囊內(nèi)壁為中空泡 囊22在狹窄血管模塊模型15管道的部分；泡囊外壁為中空泡囊22與中空泡囊22與外界 接觸部分；注射器或壓力球囊16通過(guò)管道連接中空泡囊22，連接的管道上設(shè)有壓力傳感器 17 ；通過(guò)注射器或壓力球囊16的加載或卸載可控制中空泡囊22的伸縮，使狹窄血管模塊模 型15的內(nèi)壁中心直徑縮小或者加大，狹窄血管模塊模型15也可在球囊和支架的擴(kuò)張作用 下向血管外舒張。模擬右心房的硅膠空心圓球7為一個(gè)直徑5cm的硅橡膠彈性球體，與人體左心房 相似，在舒張期可以收縮使心室迅速充盈液體。上開(kāi)放式儲(chǔ)液箱8為透明有機(jī)玻璃圓柱容 器，直徑25cm，收集順應(yīng)器13、分支血管模型14、狹窄血管模塊模型15的回流液體；底部設(shè) 一高度為10cm、直徑6cm的透明有機(jī)玻璃圓柱液面控制器9，圓柱液面控制器9下部與硅 膠空心圓球7連接，使得循環(huán)液體的液面高度不變、給硅膠空心圓球7的流體勢(shì)能不變；主 動(dòng)脈弓模型10為直徑20-30mm的彈性硅橡膠管，其形狀模擬人的主動(dòng)脈弓幾何尺寸，長(zhǎng)為 25-30cm，入口端以45-60°角度與硅膠左心室模型6相連、出口端與下降主動(dòng)脈模型12垂 直相連，拐彎處有三個(gè)直徑3-6cm的分支出口連接彈性硅橡膠的入顱動(dòng)脈模型11。下降主 動(dòng)脈模型12為直徑20-30mm的彈性硅橡膠直管，長(zhǎng)45-50cm。人工血液及脈動(dòng)血流流場(chǎng)控制系統(tǒng)包括微型計(jì)算機(jī)1、功率放大器2、步進(jìn)電機(jī)3、 活塞4、具有相似血液粘度和比重且含模擬血栓顆粒聚苯乙烯微球的人工血液20 ；微型計(jì)算機(jī)1與功率放大器2、直線步進(jìn)電機(jī)3和活塞4依次連接；活塞4設(shè)置在密閉儲(chǔ)液箱5 底部；使用微型計(jì)算機(jī)1產(chǎn)生左心室模擬信號(hào)，經(jīng)功率放大器2驅(qū)動(dòng)直線步進(jìn)電機(jī)3，并進(jìn) 而帶動(dòng)活塞4上下運(yùn)動(dòng)。由于活塞設(shè)置在密閉儲(chǔ)液箱5底部，硅膠左心室模型6浸泡在儲(chǔ) 液箱上方，活塞4通過(guò)推動(dòng)儲(chǔ)液箱內(nèi)液體從而使得左心室硅膠模型6進(jìn)行收縮舒張運(yùn)動(dòng)。 在閉環(huán)血液流場(chǎng)模型(人工心血管系統(tǒng))內(nèi)設(shè)有右旋糖苷(dextran)與生理鹽水的混合 物，右旋糖苷在生理鹽水中的重量濃度為8-12% ；混合物在37士 1°C時(shí)粘度為3. 9-4cp,比 重為1. 055-1. 287g/cm2，其與正常血液相似；并在混合物中同時(shí)加入直徑為10-15、15-30、 30-50 μ m三種不同顏色的聚苯乙烯微球，每升人工血液中含三種不同顏色的聚苯乙烯微球 都為1_3*109個(gè)；加入聚苯乙烯微球用于模擬血液中微粒物質(zhì)，并用以觀測(cè)血流流線。人 工血液20的循環(huán)流動(dòng)由左心室模型模擬真實(shí)生理的舒張壓縮搏動(dòng)所驅(qū)動(dòng)而形成脈動(dòng)流， 而左心室模型的搏動(dòng)動(dòng)作則為微型計(jì)算機(jī)生成左心室壓力信號(hào)，通過(guò)控制直線電機(jī)活塞上 下運(yùn)動(dòng)推動(dòng)密閉溶液而得到。微型計(jì)算機(jī)1設(shè)計(jì)左心室壓力信號(hào)控制步進(jìn)直線電機(jī)進(jìn)行 運(yùn)動(dòng)，推動(dòng)活塞擠壓密閉箱內(nèi)液體從而調(diào)控箱內(nèi)液體中的硅膠左心室進(jìn)行模擬心臟搏動(dòng)， 驅(qū)動(dòng)整個(gè)模擬封閉血管循環(huán)系統(tǒng)內(nèi)的血液脈動(dòng)流動(dòng)，脈動(dòng)頻率為60-120次/分鐘，步進(jìn)電 機(jī)活塞直徑為58. 5mm和行程50mm，可產(chǎn)生550-600mmHg壓強(qiáng)，即左心室容積變化最大值為 120ml ο力學(xué)實(shí)驗(yàn)觀測(cè)裝置包括注射器或壓力球囊16、壓力傳感器17、流量計(jì)18、高速攝 像機(jī)19 ；流量計(jì)18與主動(dòng)脈弓模型10連接，設(shè)置在硅膠左心室模型6出口處，以監(jiān)控脈動(dòng) 流場(chǎng)，壓力傳感器17有四個(gè)，分別設(shè)置在狹窄血管模塊模型15兩端以及連接注射器或壓力 球囊16處和主動(dòng)脈弓模型9的管道上，狹窄血管模塊模型15兩端設(shè)置的壓力傳感器16用 于分析檢測(cè)狹窄血管兩端壓差；在分支血管模型和外接血管模塊模型外部設(shè)置高速攝影機(jī) 16，觀測(cè)流場(chǎng)及支架輸運(yùn)、植入、擴(kuò)張、支撐過(guò)程；注射器或壓力球囊16與外接血管模塊模 型14連接；壓力傳感器17、流量計(jì)18和高速攝像機(jī)19分別與微型計(jì)算機(jī)1信號(hào)連接；由 微型計(jì)算機(jī)1控制采集和分析血流剪切應(yīng)力和血液流量；在分支直角彎曲血管模型以及狹 窄血管模塊模型外部通過(guò)高速攝像機(jī)18進(jìn)行拍攝，同時(shí)由微型計(jì)算機(jī)1控制并完成數(shù)據(jù)采 集和處理。如圖3所示，脈動(dòng)血液流場(chǎng)控制部分讀取人體采集的左心室壓力信號(hào)，控制信 號(hào)波形的脈動(dòng)頻率τ和信號(hào)幅度S,通過(guò)數(shù)據(jù)采集處理系統(tǒng)輸出數(shù)字信號(hào)，并使用DA模 數(shù)轉(zhuǎn)化把數(shù)字信號(hào)轉(zhuǎn)化成模擬信號(hào)，并由功率放大器將信號(hào)放大以驅(qū)動(dòng)電機(jī)運(yùn)動(dòng)；在 脈動(dòng)血液流場(chǎng)控制的同時(shí)，進(jìn)行主動(dòng)脈弓、狹窄血管模塊模型的血壓和流量檢測(cè)，通過(guò) DAQ(DataAcquisition)數(shù)據(jù)采集，并與數(shù)學(xué)模型計(jì)算結(jié)果進(jìn)行信號(hào)的比較分析，結(jié)果有所 差異則返回調(diào)整左心室壓力信號(hào)波形的脈動(dòng)頻率T和信號(hào)幅度S，在微型計(jì)算機(jī)程序顯示 信號(hào)波形；使用高速攝影系統(tǒng)采集球囊支架擴(kuò)張過(guò)程，使用DAQ(Data Acquisition)數(shù)據(jù) 采集視頻圖像信號(hào)，并通過(guò)圖像處理程序進(jìn)行支架結(jié)構(gòu)形變的分析，在微型計(jì)算機(jī)程序顯 示支架形變結(jié)構(gòu)。與現(xiàn)有的血管內(nèi)支架力學(xué)性能測(cè)試裝置相比，本發(fā)明通過(guò)計(jì)算機(jī)產(chǎn)生的模擬心室 壓力信號(hào)驅(qū)動(dòng)電機(jī)、從而壓縮心室進(jìn)行脈動(dòng)血流的循環(huán)，更能相似的模擬仿真了人體血流 循環(huán)系統(tǒng)，同時(shí)通過(guò)主動(dòng)脈弓的壓力和流量以及下降主動(dòng)脈的流量去監(jiān)控模擬血液流場(chǎng)； 本發(fā)明狹窄血管模塊模型15中的狹窄斑塊可以由中空泡囊壓力調(diào)節(jié)大小，并可以隨球囊支架擴(kuò)張而向外擴(kuò)張，并通過(guò)狹窄血管模塊模型15兩端的壓力檢測(cè)去分析球囊支架擴(kuò)張 以及球囊導(dǎo)管卸載抽出后支架支撐疏通血管過(guò)程中對(duì)血管血壓、血流速度等血流動(dòng)力學(xué)狀 況。本發(fā)明還可以模擬臨床手術(shù)，從下降主動(dòng)脈處插管進(jìn)行分支血管的球囊支架植入手術(shù)， 可以對(duì)支架研發(fā)人員和支架植入手術(shù)學(xué)習(xí)人員進(jìn)行體外的臨床模擬培訓(xùn)。
權(quán)利要求
血管內(nèi)支架植入的生物力學(xué)實(shí)驗(yàn)?zāi)M裝置，其特征在于由人工心血管系統(tǒng)、人工血液及脈動(dòng)血流流場(chǎng)控制系統(tǒng)和力學(xué)實(shí)驗(yàn)觀測(cè)裝置組成；所述人工心血管系統(tǒng)的儲(chǔ)液箱上方浸泡與左心室?guī)缀蜗嗨频墓枘z左心室模型，硅膠左心室模型內(nèi)外溶液互相隔離，硅膠左心室模型入口端通過(guò)模擬右心房的硅膠空心圓球連接上開(kāi)放式儲(chǔ)液箱；左心室硅膠模型出口端與主動(dòng)脈弓模型連接，主動(dòng)脈弓模型分別與入顱動(dòng)脈模型和下降主動(dòng)脈模型連接；下降主動(dòng)脈模型分別與分支血管模型以及狹窄血管模塊模型連接；其中，入顱動(dòng)脈和下降主動(dòng)脈的出口分別連接多個(gè)順應(yīng)器，順應(yīng)器、分支血管模型和狹窄血管模塊模型的出口都分別用管道連接至上開(kāi)放式儲(chǔ)液箱，構(gòu)成閉環(huán)血液流場(chǎng)模型；所述狹窄血管模塊模型為透明硅橡膠血管模型，血管長(zhǎng)12 15cm、壁厚2.4 3.7mm、入口和出口截面內(nèi)直徑均為3 6cm；狹窄血管模塊模型兩端設(shè)有凹槽，用于密封連接橡皮管；狹窄血管模塊模型的管壁內(nèi)部設(shè)有中空泡囊，中空泡囊與管壁連成一體，泡囊內(nèi)壁厚為0.8 1.2mm，泡囊外壁厚為1.6 2.5mm，注射器或壓力球囊通過(guò)管道連接中空泡囊；所述人工血液及脈動(dòng)血流流場(chǎng)控制系統(tǒng)的微型計(jì)算機(jī)與功率放大器、直線步進(jìn)電機(jī)和活塞依次連接；活塞設(shè)置在密閉儲(chǔ)液箱底部；使用微型計(jì)算機(jī)產(chǎn)生左心室模擬信號(hào)，經(jīng)功率放大器驅(qū)動(dòng)直線步進(jìn)電機(jī)，并進(jìn)而帶動(dòng)活塞上下運(yùn)動(dòng)；在閉環(huán)血液流場(chǎng)模型內(nèi)設(shè)有相似血液粘度和比重且含模擬血栓顆粒聚苯乙烯微球的人工血液；所述力學(xué)實(shí)驗(yàn)觀測(cè)裝置的流量計(jì)與主動(dòng)脈弓模型連接，設(shè)置在硅膠左心室模型出口處，以監(jiān)控脈動(dòng)流場(chǎng)，壓力傳感器有四個(gè)，分別設(shè)置在狹窄血管模塊模型兩端以及連接注射器或壓力球囊處和主動(dòng)脈弓模型的管道上，狹窄血管模塊模型兩端設(shè)置的壓力傳感器用于分析檢測(cè)狹窄血管兩端壓差；在分支血管模型和外接血管模塊模型外部設(shè)置高速攝影機(jī)，觀測(cè)流場(chǎng)及支架輸運(yùn)、植入、擴(kuò)張、支撐過(guò)程；注射器或壓力球囊與外接血管模塊模型連接；壓力傳感器、流量計(jì)和高速攝像機(jī)分別與微型計(jì)算機(jī)信號(hào)連接；由微型計(jì)算機(jī)控制采集和分析血流剪切應(yīng)力和血液流量；在分支直角彎曲血管模型以及狹窄血管模塊模型外部通過(guò)高速攝像機(jī)進(jìn)行拍攝，同時(shí)由微型計(jì)算機(jī)控制并完成數(shù)據(jù)采集和處理。
2.根據(jù)權(quán)利要求1所述的血管內(nèi)支架植入的生物力學(xué)實(shí)驗(yàn)?zāi)M裝置，其特征在于 所述分支血管模型為彎曲玻璃導(dǎo)管，彎曲玻璃導(dǎo)管直徑大小為擴(kuò)張前血管內(nèi)支架直徑的 1. 5-5倍，用來(lái)模擬支架植入過(guò)程中遇到的拐彎血管分支位置，分支血管模型兩端分別使用 橡皮管與下降主動(dòng)脈模型和上開(kāi)放式儲(chǔ)液箱連接。
3.根據(jù)權(quán)利要求1所述的血管內(nèi)支架植入的生物力學(xué)實(shí)驗(yàn)?zāi)M裝置，其特征在于所 述模擬右心房的硅膠空心圓球?yàn)楣柘鹉z彈性球體，與人體左心房相似，在舒張期可以收縮 使心室迅速充盈液體。
4.根據(jù)權(quán)利要求1所述的血管內(nèi)支架植入的生物力學(xué)實(shí)驗(yàn)?zāi)M裝置，其特征在于所 述上開(kāi)放式儲(chǔ)液箱為透明有機(jī)玻璃圓柱容器。
5.根據(jù)權(quán)利要求1所述的血管內(nèi)支架植入的生物力學(xué)實(shí)驗(yàn)?zāi)M裝置，其特征在于所 述上開(kāi)放式儲(chǔ)液箱底部設(shè)透明有機(jī)玻璃圓柱液面控制器，圓柱液面控制器下部與硅膠空心 圓球連接，使得循環(huán)液體的液面高度不變、給模擬右心房的硅膠空心圓球的流體勢(shì)能不變。
6.根據(jù)權(quán)利要求1所述的血管內(nèi)支架植入的生物力學(xué)實(shí)驗(yàn)?zāi)M裝置，其特征在于所 述主動(dòng)脈弓模型為直徑20-30mm的彈性硅橡膠管，其形狀模擬人的主動(dòng)脈弓幾何尺寸，長(zhǎng) 為25-30cm，入口端以45-60°角度與硅膠左心室模型相連、出口端與下降主動(dòng)脈模型垂直相連，拐彎處有三個(gè)直徑3-6cm的分支出口連接彈性硅橡膠的入顱動(dòng)脈模型。
7.根據(jù)權(quán)利要求1所述的血管內(nèi)支架植入的生物力學(xué)實(shí)驗(yàn)?zāi)M裝置，其特征在于所 述下降主動(dòng)脈模型為直徑20-30mm的彈性硅橡膠直管，長(zhǎng)45-50cm。
8.根據(jù)權(quán)利要求1所述的血管內(nèi)支架植入的生物力學(xué)實(shí)驗(yàn)?zāi)M裝置，其特征在于 所述人工血液是用生理鹽水與右旋糖苷形成混合物，混合物在37士 1°C時(shí)粘度為3. 9 4cp，比重為1. 055 1. 287g/cm2，與正常血液相似；并在混合物中同時(shí)加入直徑為10-15、 15-30、30-50 μ m三種不同顏色的聚苯乙烯微球，每升人工血液中含三種不同顏色的聚苯乙 烯微球都為1_3*109個(gè)。
全文摘要
本發(fā)明公開(kāi)了血管內(nèi)支架植入的生物力學(xué)實(shí)驗(yàn)?zāi)M裝置，由人工心血管系統(tǒng)、人工血液及脈動(dòng)血流流場(chǎng)控制系統(tǒng)和力學(xué)實(shí)驗(yàn)觀測(cè)裝置組成；人工心血管系統(tǒng)的儲(chǔ)液箱上方浸泡與左心室?guī)缀蜗嗨频墓枘z左心室模型，硅膠左心室模型入口端通過(guò)模擬右心房的硅膠空心圓球連接上開(kāi)放式儲(chǔ)液箱；左心室硅膠模型出口端與主動(dòng)脈弓模型連接；人工血液及脈動(dòng)血流流場(chǎng)控制系統(tǒng)的微型計(jì)算機(jī)與功率放大器、直線步進(jìn)電機(jī)和活塞依次連接；在閉環(huán)血液流場(chǎng)模型內(nèi)設(shè)有相似血液粘度和比重且含模擬血栓顆粒聚苯乙烯微球的人工血液；應(yīng)用本發(fā)明裝置可以在血管內(nèi)支架臨床實(shí)驗(yàn)和動(dòng)物實(shí)驗(yàn)之前有效直觀地進(jìn)行支架植入模擬手術(shù)，并對(duì)支架進(jìn)行關(guān)于柔順性、強(qiáng)度和穩(wěn)定性的有效生物力學(xué)評(píng)價(jià)。
文檔編號(hào)A61F2/82GK101976528SQ201010278510
公開(kāi)日2011年2月16日 申請(qǐng)日期2010年9月9日 優(yōu)先權(quán)日2010年9月9日
發(fā)明者勞永華, 支曉興, 黃岳山 申請(qǐng)人:華南理工大學(xué)