5.4.5 结果分析和比较
下面对轴流血泵植入患者特异性TCPC结构后的水力学性能差异以及溶血风险和血栓形成风险进行定量分析和比较。
1）血泵压升和整体能量增量分析
取血泵在恒定转速下工作时，直、弯管Pump-TCPC模型的模拟结果分析，得到两个模型中的血泵压升曲线和血液流经两个模型后的能量增量曲线，如图5-11所示。恒定转速泵在直管道TCPC结构中的压力输出如图5-11a蓝色虚线所示。在一个心动周期内，轴流血泵所提供的压升在4～6 mmHg。在0.3 s和0.55 s附近取得两个极大值，在0.05 s和0.45 s附近取得两个极小值。血液流经直管Pump-TCPC后的能量增量如图5-11a红色实线所示。在一个心动周期内，血液所获得的能量在20～40 mW。同时，能量增量指标取到极值的时刻与血泵压升极值的时刻保持一致：两个极大值出现在0.3 s和0.55 s附近，极小值出现在0.05 s和0.45 s附近。
图5-11 轴流血泵植入真实Fontan循环后压力-时间和能量-时间输出特性曲线（蓝色虚线为压力波形，红色实线为能量波形）
恒定转速泵在弯管道TCPC模型中提供的压升也在4～6 mmHg，如图5-11b蓝色虚线所示。极大值出现在0.3 s、0.55 s和0.65 s时刻，极小值出现在0.05 s和0.4 s附近。弯管Pump-TCPC模型内，能量增量随时间的变化规律如图5-11b红色实线所示。整个心动周期内，能量增量在±10 mW浮动，时均值为0.5 mW，极大值出现在0.3 s和0.65 s附近，极小值出现在0.05 s和0.4 s附近。
对比直、弯管Pump-TCPC模型的压升曲线和能量增量曲线可知，弯管道模型比直管道模型的能量损耗多30 mW左右。但因为本节中直、弯管道TCPC结构的上腔静脉连接方式也有所差别，因此有必要分析上腔分流与否和上、下腔吻合口处是否存在对冲，对能耗产生的影响。根据上节结果可判断上腔分流与否对能量增量造成的影响较小，约为2%；有关Fontan术式中上、下腔对接偏移量的研究表明，上、下腔直接对接造成的能量损耗会明显高于上、下腔来流存在偏移时的能量损耗，但这种差异约为3 mW［22］。因此，上腔分流与否和上、下腔吻合口是否存在对冲都不是造成直、弯管Pump-TCPC能量增量差异的主要原因。弯曲的人造血管部分能耗太大才是造成弯管Pump-TCPC模型能量增量远小于直管Pump-TCPC模型的主要原因。
2）溶血风险分析
对比血泵分别在恒定转速和可变转速下工作时，直、弯管Pump-TCPC模型内的溶血风险。选取0.2 s、0.35 s、0.6 s和0.75 s四个时间点（分别代表可变转速泵转速的四个阶段）进行分析。从每个模型的IVC入口处释放300个粒子，统计每个粒子从进入Pump-TCPC到流出所经过的时间以及在此时间内标量应力的积分，计算PRT和BDI。
直管道TCPC分别植入恒定转速和可变转速泵后不同时刻的BDI统计分布如图5-12和图5-13所示，表5-6展示了两种情况的对比。
图5-12 不同时刻恒定转速泵植入直管道TCPC结构的细胞破坏因子（BDI）统计
图5-13 不同时刻可变转速泵植入直管道TCPC结构的细胞破坏因子（BDI）统计
表5-6 不同时刻直管道模型植入恒定转速泵和可变转速泵的细胞破坏分析
分析表5-6可知，0.2 s时可变转速泵处于6 000 r/min的高转速运转状态，此时植入可变转速泵模型内血液流速快，粒子滞留时间短，因此平均PRT和最大PRT比恒定转速泵模型更小。但高转速也带来了高切变率和高应力环境，血细胞受剪切冲击增大，因而平均BDI和最大BDI较大。0.6 s时可变转速泵处于2 000 r/min的低转速运转状态，此时可变转速泵模型对应的平均PRT和最大PRT比恒定转速泵模型更大，但是平均BDI和最大BDI更小。0.35 s和0.75 s可变转速泵和恒定转速泵的转速均为4 000 r/min。0.35 s时刻可变转速泵正由高转速向低转速快速转变，可变转速泵模型内血液流速依旧较高，血细胞滞留时间短，可变转速泵模型的平均PRT和最大PRT均小于恒定转速泵模型。此外，该时刻可变转速泵模型平均BDI比恒定转速泵模型高，这也说明了此时流场正由高应力状态向低应力状态过渡。但最大BDI出现了恒定转速泵模型（0.77%）高于可变转速泵模型（0.73%）的情况。对比图5-12a和图5-13a可知，虽然恒定转速泵模型内大部分粒子处于低BDI水平，但有少量的粒子（1%）游离于较低风险区域之外，从而出现了这一反常的现象。同样对0.75 s时刻进行分析不难得到，此时可变转速泵模型内的血液正由低流速向高流速过渡，血细胞运动速度较缓，滞留时间长，因此平均PRT和最大PRT较大而平均BDI和最大BDI较小。
进一步分析表5-6可知，四个时刻恒定转速泵模型和可变转速泵模型内的平均BDI和平均PRT均小于风险阈值（2%和0.6 s），从总体上看，直管道可变转速泵模型和直管道恒定转速泵模型的溶血风险均较低。
不同时刻弯管道恒定转速泵和可变转速泵模型对应的BDI统计分布如图5-14、图5-15所示，对比表格见表5-7。同样可以发现在0.2 s和0.35 s，恒定转速泵模型的PRT指标较小而BDI指标较大。在0.6 s和0.75 s，恒定转速泵模型的PRT指标较大而BDI指标较小。仅在0.35 s的最大BDI指标和0.6 s的最大PRT指标呈现相反趋势，考虑为依然是极少数粒子导致最大指标的异常。此外，四个时刻恒定转速泵模型和可变转速泵模型内的平均BDI均小于风险阈值（2%），平均PRT大部分小于风险阈值（0.6 s）。可变转速泵模型在0.6 s和0.75 s以及恒定转速泵模型在0.75 s时对应的平均PRT大于风险阈值。从总体上看，弯管道恒定转速泵模型和弯管道可变转速泵模型的溶血风险依然较低。
图5-14 不同时刻恒定转速泵植入弯管道TCPC结构的细胞破坏因子（BDI）统计
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图5-15 不同时刻可变转速泵植入弯管道TCPC结构的细胞破坏因子（BDI）统计
表5-7 不同时刻弯管道模型植入恒定转速泵和可变转速泵的细胞破坏分析
3）血管损伤和血栓形成风险分析
选取TAWSS、OSI和RRT评价直、弯管道恒定转速泵和可变转速泵四个模型的血管损伤与血栓形成风险。TAWSS和OSI过大表征较高的血管损伤风险，而RRT过大则表征此处的血液滞留情况更严重，意味着更高的血栓形成风险。
直管道恒定转速泵和可变转速泵模型的TAWSS、OSI和RRT云图如图5-16～图5-18所示。TAWSS异常的区域主要分布在血管与血泵的接口处以及上腔静脉与肺动脉的吻合口区域，其中可变转速泵模型异常TAWSS区域明显更大。OSI异常的区域主要分布在人工血管与肺动脉的吻合口处、上腔静脉处以及LHV和RHV处，同样可变转速泵模型的异常区域更大。RRT分布图所显示的低流速阻滞区域主要分布于LHV和MHV分岔口处，并且恒定转速泵模型的低流速阻滞区域更大。
图5-16 血泵植入后恒定转速泵和可变转速泵两种工况下直管道血管壁上TAWSS的分布
弯管道恒定转速泵和可变转速泵模型的TAWSS、OSI和RRT云图如图5-19～图5-21所示。弯管道模型中三个指标的异常分布情况与直管道模型相似。并且相比直管道模型而言，弯管道模型中TAWSS、OSI异常的区域更大，表明弯管道模型血管壁损伤风险更高。其中直、弯管道模型上腔区域TAWSS和OSI的差别考虑也与上腔术式有关，弯管道模型采用单侧上腔，而直管道模型采用双侧上腔。结果表明双侧上腔术式很好地降低了上腔畸高的TAWSS，并且使得上腔的流动振荡性减弱。此结论再次证明了双侧上腔术式的优越性。直、弯管道模型整体RRT指标差异并不明显，表明直、弯管道模型的血栓形成风险差异不大。
图5-17 血泵植入后恒定转速泵和可变转速泵两种工况下直管道血管壁上OSI的分布
图5-18 血泵植入后恒定转速泵和可变转速泵两种工况下直管道血管壁上RRT的分布
图5-19 血泵植入后恒定转速泵和可变转速泵两种工况下弯管道血管壁上TAWSS的分布
图5-20 血泵植入后恒定转速泵和可变转速泵两种工况下弯管道血管壁上OSI的分布
图5-21 血泵植入后恒定转速泵和可变转速泵两种工况下弯管道血管壁上RRT的分布
此外，在同一TCPC结构中，与恒定转速泵模型相比，可变转速泵模型的TAWSS更大，OSI更大，流场呈现更高的振荡性，血管壁损伤风险更大。结合图5-22分析可知，在低转速时段，可变转速泵模型的肝静脉会出现明显反流，造成整个心动周期内下腔流场振荡加剧，产生流体迟滞的同时增加了下腔肝静脉处内皮细胞的破坏风险，因此需对可变转速泵的输出特性进行一定的调整与优化。
图5-22 0.65 s时刻直管道和弯管道模型中的流场（0.65 s对应可变转速泵的低转速时刻，红色流线表示上腔静脉来流，蓝色流线表示下腔静脉来流，灰色流线表示肝静脉来流）