1流體動力裝置的驅動系統
全人工心臟及心室輔助的驅動裝置為流體動力裝置的運轉提供動能。常用有五種驅形式:機械、液動、氣動、電動和磁力禍合驅動。機械驅動的方式僅在早期使用過，由於體積過大，消耗能源較多，故近年來很少採用。電動和磁力驅動裝置是近年來研究的焦點。此類驅動裝置分為脈動式和非脈動式兩種，也可利用調節驅動電機的電壓，使電機以變速轉動或恆速轉動，達到驅動裝置脈動或非脈動的工作方式。由於此類型驅動裝置體積可以較小，甚至可以滿足全植入型人工心臟的需要,是驅動裝置小型或微型化的希望。但是直接驅動葉輪或軸流式動力裝置的方式對血液的有形成分破壞較大，目前的研究結果表明，尤其是離心式葉輪動力輔助裝置對血液的破壞更為嚴重些。磁力驅動方式是現在研究較為集中的驅動方式，磁力驅動方式之一是採用端面磁禍合方式，由電機帶動端面充磁的轉子，通過磁禍合帶動流體動力裝置葉輪轉子的轉動，電機與端面充磁轉子密封在一獨立的腔內，葉輪轉子則完全浸泡在血液中，如江蘇理工大學研製的II型離心式流體動力裝置。另一種驅動方式則採取平行軸徑向磁禍合驅動，在流體動力裝置葉輪轉子中心填充高性能永磁材料，並進行徑向充磁，驅動轉子置於體外，徑向充磁的轉子與體內葉輪轉子類似齒輪嚙合將動力傳遞給流體動力裝置的葉輪轉子，達到驅動血液的目的。顯然，後一種驅動方式避免了其他驅動方式中的生理相容性及能源供給等難題。
2能源供給
目前流體動力裝置的供能方式有體內供能和體外功能兩種主要的方式，體外常用的能源有下列幾種:工頻交流電源，電池，放射性核能源，生物能源等，外磁場驅動是一種體外供能的新方法。
3製作材料
製造流體動力裝置要求所選用的材料具有良好的血液相容性及組織相容性,能有效地防止血栓的形成，並不引起溶血，不致癌，不致敏，不致畸變，不引起機體不良反應，而且有良好的耐撓曲，疲勞，老化和一定的機械強度。目前製造人工心臟流體動力裝置常用材料有矽橡膠，甲基矽橡膠，嵌段矽橡膠，聚氨酷，聚甲基丙烯酸甲脂，聚四氟乙烯，高分子高複合材料，生物高分子材料和聚烯烴橡膠。為了提高高分子材料的抗凝血性，採用高分子材料表面肝素化，天然橡膠混入肝素，負電荷法，降低表面自由能，白蛋白或明膠塗層，生物材料襯裡等技術。
4 幾種典型的人工心臟流體動力裝置
4.1容積式流體動力裝置
為了更好地實現自然心臟的功能，早期開發的全人工心臟和心室輔助裝置中的流體動力裝置以容積式為主。容積式流體動力裝置是由一個血袋、控制血流方向的瓣及動力部分組成。單向瓣允許血液從進口端流入和從出口端流出，當動力部分擠壓血袋時，血袋的容積減少，從而把血液擠壓出去，類似於心臟的收縮過程， 當血袋的壓力減少時外部的血液就會流入血袋, 類似於心臟的舒張過程。按血袋結構可將流體動力裝置分為兩類:
（1）袋的一部分是由易彎曲的膜組成，其餘的部分由硬殼組成，稱為膜式流體動力裝置，如Toru Masuzawa開發的流體動力裝置、Utah-100全人工心臟中的流體動力裝置、Millner等製造的全人工心臟中的流體動力裝置。
（2）袋的全部是由易彎曲的膜組成，稱為囊式流體動力裝置，如賓夕法尼亞州立大學製造的人工心臟中的流體動力裝置。囊式流體動力裝置有三種：一種是氣動流體動力裝置，靠氣體驅動，其體積比較大，通常動力源置於體外，有比較粗的管路經過皮膚。另一種是靠液體驅動的電液流體動力裝置。還有一種直接靠直流無刷電動機驅動的電動流體動力裝置。總之，容積式流體動力裝置缺點是體積大，不易植入，由於有龐大的附屬機構, 要有管道和線使得內外連通, 故易感染。瓣和膜是這類流體動力裝置關鍵部件，它們易損壞，且是血栓易形成的部位。另外, 由於其與血液的接觸面積大，溶血也比較嚴重。其優點是這類泵類似於自然的心臟，都是搏動的，與人的正常生理結構相適應，有利於各主要臟器的血液微循環灌注。
4.2葉片式流體動力裝置
容積式流體動力裝置存在上述的許多缺點，嚴重製約了其進一步的廣泛套用。於是第二代流體動力裝置（葉片式）得到了發展，該裝置具有眾多優點：結構比較簡單，體積小，易於植入，與血液接觸面積小，抗血栓性能好。因可植入，感染問題也可得到較好的解決，耐久性好，低功耗，易於操作，價格也較低等。研究較多的葉片式流體動力裝置主要包括離心式流體動力裝置和軸流式流體動力裝置，下面分別作以簡述：
（1）離心式流體動力裝置。離心式流體動力裝置是將葉片裝在軸上，當軸高速旋轉時，這些葉片將引導血液並將其拋至外沿，葉片對血液的動力作用將形成動脈壓，顯然，壓力的大小取決於葉輪的轉速，一般情況下，轉速越高則所形成的動脈壓也越高。
（2）軸流式流體動力裝置。軸流式流體動力裝置的工作原理與工業中使用的軸流泵相類似，葉輪為螺旋槳式，利用葉輪在血液中旋轉產生推力，血液沿著軸向進入由葉片組成的流道內，利用旋轉葉輪產生的推力推進血液，並且依靠旋轉葉輪的翼形葉柵對繞流血液產生的升力將其能量傳給血液，使血液產生前進和旋轉兩種運動，即沿螺旋線方向運動，當血液離開葉輪後，進入由後導流葉片組成的流道內，血液旋轉方向的運動被迫停止，將旋轉動能轉化為壓能，使血液呈軸向運動。軸流式流體動力裝置服了體積大、不易植入、結構複雜、能耗高、易感染、瓣膜等血泵關鍵部件易損壞、工作壽命短和溶血較嚴重等缺點，具有結構簡單、重量輕、流量大、效率高、易植入和取出等優點，同時無需安裝人工瓣膜，減少了血栓形成的幾率。與離心式流體動力裝置相比，軸流式流體動力裝置體積更小，並且呈管狀外形，血流呈軸向運動，更加有利於環路的合理配置。軸流式流體動力裝置的葉片也是裝在軸上，當軸旋轉時，血液是沿著傾斜的方向拋出（沿螺旋線方向運動，不是沿著離心力徑向被甩出），因此其受到破壞的程度較小。經過導葉導流後，血液基本上是沿軸流方向運動，故稱為軸流式流體動力裝置。
由於葉片式流體動力裝置只能產生平流，與人體自身的脈動式血流不同，故在研究葉片式流體動力裝置的同時人們一直廣泛地探討平流對人體生理狀態的影響，有的學者認為：在急性左心衰的早期治療過程中, 脈動式輔助循環裝置產生的血流對腎臟、外周器官及細胞的新陳代謝起著積極的作用。另一方面，非脈動流對維持體循環意義較小，若連續輔助時間超過三個小時，將會對一些主要器官產生不可逆轉的損壞。但Hindman等在1995年報導了，雖然在低溫條件下，脈動的心臟轉流對腦的血液循環和代謝比非脈動的心肺轉流要優越得多。而在37℃時對兔子的左心轉流過程中發現，其腦血流量和腦代謝耗氧量脈動流和平流差別不大。1977年，Nose等發現：如果使用平流泵泵出的血流量比所需脈動血泵流量大20%時，將不會發生異常的生理循環。
4.3懸浮式流體動力裝置
第三代流體動力裝置以懸浮技術為主要標誌。第三代流體動力裝置一般具有懸浮和驅動兩個系統:懸浮系統使葉輪懸浮，葉輪直接永磁化或在塑形的葉輪內嵌入永磁體。流體動力裝置的定子或裝置殼內置入永磁或電磁線圈，通過磁化的葉輪與定子或裝置殼之間軸向及徑向磁場相互作用，使葉輪懸浮於裝置殼中間，驅動系統驅動葉輪旋轉。在定子或裝置殼內置入另一組電磁線圈,通過電磁線圈電流的變化產生磁力推動磁化的葉輪旋轉。
最早在1950 年美國維吉尼亞大學的Beams將磁懸浮技術套用於機械轉子上,但直到1992年Akamatsu等才開始採用磁懸浮技術來研發人工心臟的流體動力裝置。1996年Allaire等報導採用磁懸浮技術研製人工心臟的離心式立體動力裝置。至此世界各地的研究機構逐漸先後研製出Incor、HeartWare VentrAssist及Levacor等第三代人工心臟流體動力裝置。近年來，磁懸浮循環輔助裝置得到了飛速的發展，越來越多的證據表明第三代流體動力裝置在性能上要優於前兩代產品。
4.3其它類型的流體動力裝置
除了容積式流體動力裝置和葉片式流體動力裝置外，也有人在研究其它類型的流體動力裝置，如Takesh等報導了由生物人工心室組成的循環輔助設備, 該人工心室由骨骼肌組成，其上排列著生物人工心臟內膜。其優點是血栓較少。但若作為長期使用，血栓形成仍是一個大問題。Monties等研製的流體動力裝置原理類似於推板式，內有一個橢圓形的轉子，轉子與定子之間只有一個接觸點，是一個沒有瓣膜、低轉速、半搏動流的旋轉裝置。也有關於其它種類流體動力裝置的報導，在此不作介紹。
5存在的問題與展望
血栓和溶血是人工心臟流體動力裝置中存在的兩個主要問題。血栓形成的根本原因是材料的生物相容性問題。目前解決的方法基本上可分為兩種:一是採用塗層的辦法，使表面光滑，允許有微栓形成，但不會形成大的血栓，從而不致影響正常的生理機能；二是採用粗糙表面，使血小板更容易發生沉積，形成假內膜，從而避免血栓的形成。產生溶血的原因:一是血液與非生物材料接觸面的大小有關，接觸面大溶血程度就嚴重；二是血液的湍流運動及機械運動對血液的破壞，這可通過最佳化流體動力裝置的結構來解決。此外，軸承密封也是流體動力裝置在套用中面臨的一個問題。由於對輔助時間要求的延長，又因裝置中的葉片大多可繞軸承旋轉，故其存在的密封問題就變得越來越重要。密封對於轉動式流體動力裝置的使用壽命、機械性能、結構簡化、溶血和血栓都有著至關重要的影響。當然，磁懸浮軸承的套用對這個問題的解決提供了廣闊的前景，但使用磁懸浮軸承又為裝置的結構增加了複雜性，對縮小裝置的體積不利。從容積式流體動力裝置到葉片式流體動力裝置, 再到目前懸浮式流體動力裝置的大量研究。可以看出研究體積小，操作方便，以便能迅速植入的流體動力裝置，是發展的一個趨勢。總之，為了解決人工心臟流體動力裝置中存在的問題，相關的研究正在結合多學科（如計算機、自動化、材料、醫學、機械、力學、物理、數學等）中最新的成果, 一步一步地趨向完善。
參考文獻：
[1] Rose E, Gelijns A, Moskowitz A, Heitjan D, Stevenson L, Dembitsky W, et al. Long-term use of a left ventricular assist device for end stage heart failure. N. Engl. J. Med. 2001; 345:1435-43.
[2] Copeland J, Smith R, Arabia F, Nolan P, Mehta V, McCarthy M, et al. Comparison of the cardiowest total artificial heart, the novacor left ventricular assist system and the thoratec ventricular assist system in bridge to transplantation. Ann. Thorac. Surg. 2001; 71:S92–7.
[3] Lyle D, Joyce, George P. Noon, David L, et al. Mechanical circulatory support- a historical review. ASAIO 50th anniversary, 2004:X- XII.
[4] Bearnson GB, Jacobs GB, Kirk J, Khanwilkar PS, Nelson KE, Long JW. Heart Quest ventricular assist device magnetically levitated centrifugal blood pump. Artif Organs 2006; 30:339–46.
[5] Pagani FD. Continuous-flow rotary left ventricular assist devices with“3rd generation” design. Semin. Thorac. Cardiovasc. Surg. 2008;20:255–63.
[6] Maslen EH, Bearnson GB, Allaire PE, Flack RD, Baloh M, Hilton E, et al. Artificial hearts. In: Proceedings of the 1997 IEEE international conference on control applications. 1997; p. 204–9.
[7] Frazier O, Rose E, Macmanus Q, Burton N, Lefrak E, Poirier V, et al. Multicenter clinical evaluation of the Heart Mate 1000 IP left ventricular assist device. Ann. Thorac. Surg.1992;53:1080–90.
[8] Toru M asuzawa, et al. Set-up, improvement and evaluation of an electro hydraulic total artificial heart with a separately placed energy converter. ASAIO, 1996; 42: M328-332
[9] Mhener A, et al. Development of an efficient electro hydraulic total artificial heart. ASAIO Journal, 1990; 36: M245-249
[10] Weiss W J, et al. Resent improvements in a completely implanted total artificial heart. ASAIO Journal,1996; 42: M342-346
[11] Wampler R, Lancisi D, Indravudh V, Gauthier R, Fine R. A sealess centrifugal blood pump with passive magnetic and hydrodynamic bearings. Artif. Organs 1999;23:780–4.
[12] Takatani S. Can rotary blood pumps replace pulsatile devices? Artif. Organs 2001; 25:671–4.
[13] Hindman BJ, et al. Pulsatile versus nonpulsatile flow. No difference in cerebral blood flow or metabolism during normothermic cardio pulmonar y bypass in rabbits. Anethesiology, 1995; 82:241-250
[14] Sharp MK. An orbiting scoll blood pump without valves or rotating seals. ASAIO Journal 1994;40:41
[15] Beams JW. Magnetic suspension for small rotors . Rev. Sci. Inst. ,1950;21:182- 184.
[16] Akamatsu T, Nakazeki T . Centrifugal blood pump with a magnetically suspended impeller. Artif. Organs, 1992; 16:305-308.
[17] Allaire PE , Kim H C, Maslen EH , et al. Prototype continuous f low ventricular assist device supported on magnetic bearings. Artif. Organs, 1996; 20: 582-590.
[18] Takeshi Naktani, et al. A bioartificial ventricle used as a totally implantable circulatory assist device. ASAIO Journal, 1992;38: M167-170.
[19]Monties J R, et al. Another way of pumping blood with a rotary but non-centrifugal pump for an artificial heart. ASAIO J, 1990; 36: M258-260
