心血管系统的仿真与建模.docx

1、心血管系统的仿真与建模心血管系统的仿真与建模1.前言心血管循环系统是最复杂的生命系统z，具有高度的动态特性。当心脏周期性地收缩和舒张时，心室射入主动脉的血流将以波的形式 自主动脉根部出发沿动脉管系传播，这种波就是脉搏波。人体心血管系统由心脏、动脉、毛细血管和静脉组成，构成体循 坏和肺循坏两大回路，其中体循环在人体的血液循环系统中占据极其 重要的地位。体循环开始于左心室。血液从左心室搏出后，流经主动脉及其派 生的若干分支动脉，进入各组织器官。动脉血经组织器官内的毛细血 管完成氧气和营养物质的交换后变为静脉血，再由各级静脉汇集到上 腔静脉和下腔静脉，回到左心房，从而完成了整个体循环过程。描述心血管

2、系统功能状态的主要生理参数有：血压（收缩压、舒 张压、脉压、平均动脉压）、心率、每搏输岀量、血管顺应性、血流 阻力、心肌收缩能力等，它们与人体状态有着密切的联系：生理参数 反映了人体的生理病理状态，而当人体生理病理状态发生改变时，相 应的生理参数也会随Z改变。本文的主要内容如下：1.单弹性腔仿真模型在Windkessel理论的基础上，建立心血管系统-阶Simulink仿真 模型，结合临床数据计算模型参数进行仿真，分析实验结果与实测生 理量的符合程度，从而验证模型对于心血管系统的表征能力。2.双弹性腔仿真模型在一阶模型的基础上，引入频率元件L,细化血管顺应性，建立三 阶Simlink仿真模型。3

3、.参数性质分析研究模型参数改变时脉搏波的变化趋势，分析各参数对脉搏波的作用。2.单弹性腔基本理论与仿真模型对于图2.1所示的往复泵供水系统，柱塞P在马达M的驱动下做 往复运动：当P向前挤压时，吸水阀门2关闭、供水阀门1开启，被 挤压的流体经传输管路A,并通过终端阻力R最后流入贮水槽V；当P向后抽吸时，供水阀门1关闭、吸水阀门2开启，贮水槽中的水被 吸入缸内，下一个周期又如此重复。图2.1水在往复泵及其传输管路中的流动实际应用屮，人们往往在传输管路A中接入一个空气腔K以保证 供水阀门关闭期间管路内液体流动的连续性。流体在往复泵与其传输管路屮的流动特性给血液在循环系统屮的 流动以启示。英格兰生理学

4、家Stephen Hales(1677-1761)指出，由于主 动脉的弹性扩张使心脏的周期性射血变成血管屮血液的平稳流动。他 把主动脉比拟为空气腔，并引入血液流动外周阻力的概念，认为外周 阻力主要来自于人体组织屮的小血管，由此发展为后来的Windkessel 模型。Windkessel模型在心血管系统与往复泵供水系统间建立起如下的 比拟叫心血管系统左心室往复泵供水系统往复泵H主动脉与人动脉空气泵K大动脉与毛细血管终端阻力R静脉与心房注水槽V主动脉瓣供水阀门2房室瓣（二尖瓣）供水阀门2当心室收缩、房室瓣关闭、主动脉瓣开启时，心室向主动脉射血： 从心室射出的血液一部分经过动脉与毛细血管直接进入静脉

5、腔，另一 部分则贮留在主动脉与大动脉之中，使其产生弹性扩张（见图2.2a）； 在心室舒张、房室瓣开启、主动脉瓣关闭期间，心脏停止向主动脉射 血，但在主动脉与大动脉管壁弹性恢复力的作用下，贮留在其中的血 液继续向前流动（见图2.2b）o由此可见，主动脉与人动脉管壁的弹性 作用使心脏间断的射血转变为动脉管道中连续的血流。图2.2主动脉与人动脉的弼性腔作用Wiiidkessel模型将主动脉与人动脉比拟为一个弹性腔，对于某一 确定时刻，认为腔内的各种流动参数（如血液压力P和流量g等）仅是 时间，的函数，而与距离心脏的距离x无关。Wiiidkessel模型只是分 析循环系统中血液流动的一种相当粗糙的模型

6、，但是它能反映动脉血 流的一些重要特性，至今仍广为采用。2.2单弹性腔模型的原理图23动脉弹性腔的血流量图如图23所示的单弹性腔模型，qm表示单位时间内从心脏流入 动脉弹性腔的血液体积，爲讥表示单位时间内从动脉弹性腔经微动脉 与毛细血管流入静脉腔的血液体积，V为这段动脉血管的容积。生理压力范围内，忽略血液体积因压力而严生的变化，并认为血 液在血管中的流动是连续的，得到心室收缩期和舒张期内血流流动的 连续性方稈dV s八Qout + 乔Qin (il)Qout + 鴛= (22)在弹性腔模型假设下，动脉管中的压力处处相等记为P；静脉管中 的压力也处处相等，记为令p = p-p“表示血液由动脉管留

7、至静脉产生压力降，R为外周阻力，由汁R有(23)(2.4)其中C为血管顺应性。根据（2.1）（2.4）,可得畔+屮二伽少之丸） （2.5）C务+护=0（7； St ST） （2.6）其中，Ts表示心室收缩期的持续时间，T表示心动周期。（2.5）、（2.6）便是弹性腔模型基础上，动脉压力p在收缩期与舒张 期中分别必须满足的两个方程，各参数取值的情况如下：（1） 表示静脉腔屮的血液压力，通常取恒定值= 9.3 X 102-17.3 x 102Pa（7-13nmiHg）,方便起见，有时也取为零；（2） R表示外周阻力，看座与压力p无关的常量；（3） 仏表示心脏收缩射出的血液流量，随时间t而变；（4）

8、 C表示动脉顺应性，可以使与血压无关的常量（线性弹性腔理论），也可以是一个随血压而变化的变量（非线性弹性腔理论）。下面我们将基于非线性弹性腔理论建立心血管系统的Siimihiik仿 真模型。2.3基于单弹性腔的Simulink仿真模型2.3.1人体心脏搏动间歇模型在仿真试验屮我们用正弦曲线仿真心脏的搏动间歇流qin（t）：心脏收缩时，心室射出的血液流量按照正弦规律变化：而当心室舒张时,血流量为零。这样能近似反映出心脏间断的射血过程 ntGn(r)=(0 t 7；)0(7； t T)(2.9)Sinniliiik仿真模型如图2.4所示。2.3.2人体动脉管的p-V关系对于一阶模型而言，我们近似认

9、为动脉p、v满足如下的指数函 数关系V = aebp + c (2.7)其中：a, b, c均为常数，需要通过拟合法求值。此时动脉顺应性 C将表示为C = J = abebp (2.8)dp对于各类动脉，常数3的取值变化范围较人，b值则是比较接近的。我们通过查阅资料，得到b的平均值为b = -0.0131oSinniliiik的关系图为图2.5所示。图2 4心脏搏动间歇模型euP2.3.3系统整体框图根据以上的讨论，我们得出心血管系统一阶Shmihiik的仿真模型如图2.6所示。图26心血管系统一阶仿真模型2.3.4参数分析我们通过查阅资料，取b=-0.0131, Ts = 0.15s, T

10、= 0.8s,其 他参数取典型值。仿真时间设置为20s,系统达到稳定状态后的基本 波形如图2.7所不。图2 7基本仿真波形图对于图2.7的基本仿真波形图。上排曲线表示心脏每搏输出波形（单位:inl/beat s）,下排曲线表示心血管系统一腔室模型内的血压 变化（单位：limiHg），横坐标为时间轴（单位：s）o经过若干个心 脏循环周期，系统逐渐达到稳定的工作状态。对于不同的人体样本，模型中各参数的取值略有不同，而相应的 波形也会有变化。2.4本章小结基于Windkessel理论建立起的心血管系统一阶仿真模型，较好地 模拟了动脉血压变化，缺点是无法描述脉搏波的波形细节，下一章我 们将具体介绍一种

11、双弹性腔模型的建立方法。3.双弹性腔仿真模型的研究由于单弹性腔模型过于简化，无法解释舒张期所出现的一些诸如 潮波、重搏波Z类的脉搏波波纹，而正是这些波纹在临床上有重要的 童义。为了提高分析的精度，根据对脉搏压力曲线和流量曲线进行傅 里叶分析后，人们认为应该在模型中引入一些与频率有关的元件，必 须考虑血液流动的黏滞惯性。在前人的研究基础上，1967年由美国 的戈特温和瓦特共同提出了双弹性舲模型，该模型采用两个串联的 弹性腔，以表现血管系统的不同压力，同时还在两个弹性腔体之间加 入一个表示血液惯性的环节，使模型输出的脉搏波曲线能很好地反映 岀舒张期波纹。双弹性腔模型将主动脉及其主要分支视为两个弹性

12、腔，顺应性分 別为C和C2。心室收缩时，从心室泵出的血液进入第一个弹性腔（用 来表征主动脉弓及其主要分支的集总顺应性效应）与血液惯性元件三 （用来表征主动脉中的集总血液惯性效应），而后进入第二个弹性腔 （用来表征腹主动脉及其主要分支的集总顺应性效应），最后流经集 总的外周阻力R（用来表征外周血管床的总阻力）进入静脉腔。下面我 们将利用这种双弹性腔理论，建立对应的心血管系统三阶模型。3.1双弹性腔模型的基本方程心皇 弹性腔】 弾性腔n图3 1循环系统双弹性腔的血流量图如图3.1所示的双弹性腔模型，假设弹性腔I的顺应性为G，舲内 血液压力为內，弹性腔体积为弹性腔II的顺应性为C2,腔内血液 压力为

13、P2,弹性腔体积为冬，两个弹性腔Z间连接着一个长为1，截 面积为A的血液柱，并用一个集总的流动惯性L来体现血液在主动 脉中的惯性效应。假设心室将血液流量q讯函射进弹性腔I和惯性兀件L,冉进入弹性腔II,最后流经外周阻力R进入静脉腔。动脉屮血液的流动是脉动 的，其压力和流量都是一些随时间作周期性变化的量，可以看成是由 “直流”成分（即平均压力和平均流量）和“交变”成分组成，这样 便町以用构成电路相类似的方法引进血流阻力元件、顺应性元件与惯 性元件，用这些元件建立起相应的血液流动等效回路。对于血流阻力元件R与惯性元件L,只要将它们依次画在（即串 联在）相应的两个压力点內、卩2之间即可。对于反映血液

14、积聚能力的血管顺应性元件C,虽然它是与电容相 比拟的，但是却不能像电容一样可以随意串联在回路的任意地方。在 建立血液流动的等效回路时，顺应性元件必须与其后继元件并联，而 不能串联。这是因为顺应性代表弹性腔室，其压力差为腔室压力与基 准压力之差，而基准压力一般都选用人体周围外界的大气压力（可看 作零压力），所以顺应性C两端总是一端连接腔室压力另一端连基准 压力（零压力）。如果不考虑连接两个弹性腔的血液柱的粘性阻力，取静脉作为等效回路中的地（零压力），不难看到对应的等效回路为图3 2双弹件腔模型的等效电路由这个等效回路，我们可以建立起相应的方程【。根据血流量守恒的条件，知同时，根据定义可知(2.9

15、)(2.10)式中：Pv静脉腔内血液压力;qi通过血液惯性原件1的血流量;尙和绻2一一贮存在弹性腔I和II中的血液流量;由(2.7)-(2.12),不难得到描述双弹性舲模型的基木方程在这组基本方程中，静脉压內和每搏心输出量q汛通常认为是已知 的，因而通过这三个方程，可以确定出待求的三个未知量7，山与乃。3.2Simunnk仿真模型的建立321双弹性腔仿真模型的构建对于基本方程中的所有除法运算都用增益表示，所有的微分都用 逆向积分运算表示，心输出量仍釆用一阶仿真中的搏动间歇流模 型，并假设从心室搏出的血流中96%流入主动脉网，据此可做出心血. q0 sin (0 t Ts) ,.s. _, m丄

16、十其中： = Ts 的计算过程如下：10 (Tst T)假设心脏每搏输出量70mL(即一次心搏屮由一侧心室输出的血液 量为70mL),有(Ts Titgo sin dt = 70 Jo LsfTs nt r03 nt ntI % sin耳 dt=q J sin-d(-)70ti芮65193.2.2基本仿真波形动态仿真20秒，记录基本波形如图3.4所示ml/beat s图34双弹性腔模型基木仿真波形比较以上两图可以看出，由双弹性腔模型仿真得到的脉搏波波形 特征与实际测量的波形更为相似，并且相对于一阶模型而言，双弹性 腔模型较好地反映了波形细节，尤其是脉搏波卜降过程屮的重搏波现 象。3.3参数选择

17、孙冬梅阳等人的实验结果表明，运动过程中脉搏波的幅值、频率 和波形特征都会发生相应的变化。对于25名受试着，运动负荷用自 行车功量计模拟，负荷从50w开始，lmin为一个时间间隔，负荷增 量为25W,逐级增加到预定负荷，并计算出对应的R、L、Ci和C2的 变化趋势。R反映血管外周阻力的人小。运动过程中由于人量血管扩张和运 动肌肉分支血管增加，外周阻力总体呈减小趋势，是心血管系统对运 动刺激的一种适应性反应JR的变化范围:0.40 1.13L反映血液流动惯性的大小。运动中由于大量血管的扩张引起流 动惯性的减小，使血液流动变得容易，有利于运动过程中对血流量增 加的需要，L呈下降趋势。/的变化范围:0

18、.009 0.019C反映主动脉弓及其主要分支的集总顺应性。运动中C丄的增加表 明心脏射血时因弹性扩张而增加对血液的积聚作用，从而缓冲动脉压 力运动中的过度升高；但随着运动负荷量增加，心室的有效泵力增强, 动脉血压升高，血流速度加快，主动脉及人动脉对血液的积聚能力降 低 大量血液直接流向外周血管，从而导致C的下降。C1的变化范围:0.162 一 1.402C2反映腹主动脉及外周血管总的顺应性。由于运动负荷作用，肌 肉细胞的新陈代谢加快，使得人量的外周血管舒张，血流通畅，同时 供给肌肉血流量的血管分支增多，因而C2呈升高趋势。的变化范围：0.082 0.237对于3.2节中建立的双弹性腔模型，我

19、们选择以下模型参数Cx=l.lC2=0.15/?二 0.85L=0.014K=0.96表示主动脉的分流系数将上述参数代入图3.3所示的双弹性舲仿真模型，输出端波形如 图3.4所示，脉搏波幅度范用60 一 94mmHgo考虑到血液经过主动 脉与腹主动脉的阻力衰减作用到达末端动脉时，压力有所降低；另一 方面外周动脉的顺应性比主动脉低，脉搏压较人，即收缩压较高，而 舒张压较低。因此以上仿真波形基本符合生理实际。3.4本章小结建立出人体心血管系统双弹性腔模型（即三阶模型），并讨论了参数 取值情况。模型较准确地描述了脉搏波特征，尤其是下降支的重搏波, 仿真波形与临床检测的正常脉搏波基本一致。4模型参数与

20、波形特征的关系脉搏波由心脏舒缩运动产生，并经主动脉根部传播到全身动脉系 统中。挠动脉脉搏波与心血管系统中许多生理参数有关。由于脉搏波 波形复杂，以及在体实验不可取，直接分析其波形有一定困难，本章 我们利用考察心血管参数对脉搏波特征值的影响来代替对脉搏波的 分析。只考虑单一参数对脉搏波的影响，并将仿真结果与正常波形进 行分析比较。在考察参数值变化对脉搏波的影响时，只考察波形特征 的变化趋势，即收缩压是随参数值的增加而增加，还是随参数值的增 加而减小。可以证明，这些变化是有理论根据的。4.1双弹性腔模型等效回路的拉普拉斯分析对于图3.2所示双弹性腔模型的等效回路，在复频域进行拉普拉 斯变换刖恥）普

21、+警（4.1）/SC2 Kq,（s） = g（4.2）qm =0对应于心室舒张期，与脉搏波的降支部分相联系，包含着心血管系统丰富的生理信息，如主波、重搏波等振荡波纹，极具有研究 价值。心舒期内心脏停止射血，此时的脉搏波相当于心血管系统的零 输入响应，特征方程为S3 4- S2 4- f + ) S 4- = 0 (4.4)RC2 LCi LC2J RLCC2方程(4.4)解的一般形式为p2(0 =心 + a2ea3 + a4ea5t cos(a6t + a7) (4.5) 其中：aa7为系数。它是由直流分量指数衰减分量a2ea3f以指数函数为包络线的 衰减分量a4e_Qr5fcos(a6t +

22、 a?)三部分叠加而成。当。1。7取不同的 组合，即C】、C2、L. R取不同值时，可形成具有各种振荡波纹的曲 线，较好地描绘出脉搏波的主要特征点如主波、重搏波等，反映不同 参数对脉搏波形特征的作用，下面分别介绍G和4.2 5对脉搏波波形的影响图4 1 q =0.162. LI. 1.402时的仿真波形如3.3节所述，C反映主动脉弓及其主要分支的集总顺应性，C增 加表明主动脉弓及其主要分支的集总顺应性增大，而dVc = d表示当压强增大一个单位时体积的增犬量增加。对于动脉管段而 言，随着C丄的增加，血管对于血液快速流动对管壁产生冲击力的适应 性反应-管壁收缩或者舒张也越容易，即心室射血期内管壁

23、的扩张 效应更加明显，而心室舒张时管壁的紧缩效应也更明显。这就是说, 当Cl增加时，收缩压变小，舒张压变大，脉搏压也随Z减小。由以上分析可以看出，q主要影响脉搏波幅度。4.3C2对脉搏波波形的影响mmHg0-0 OOH.ft)10、mmHg知TOa】 f IQmmHgIVJw 曲wMt .4 图4.2 G = 0.082、0.15、0.237时的仿真波形由3.3节知，$反映腹主动脉及外周血管总的顺应性。由于分析 对象为脉搏波，可将视为上肢动脉及外周血管总的顺应性。当血液 从主动脉流向上肢动脉时，管壁厚度、血管半径、血压等均逐渐减小， 血流速度减慢，此时尽管上肢动脉及外周血管总的顺应性增人，但相

24、 对于主动脉而言，其功效几乎可以忽略，故收缩压和舒张压的变化范 围很小。理论上来说，当C2逐渐增大时，收缩压应有所减小或大致保 持不变，但仿真结果显示收缩压缓慢增加，出现这种差异可能有两个 原因：仿真中用的是集总参数的电网络模型，也许不能正确模拟动 脉管中血液流动情况，而得到与以往研究不同的结果；临床上促使 Q增大的因素也会对血管造成其他影响，这些影响相互叠加的结果是 不定的。由以上分析可以看出，C2主要影响重搏波波幅。4.6本章小结本章讨论了模型参数与波形Z间的关系，并且对双弹性腔模型的 等效回路进行了拉普拉斯分析。在参数分析中主要讨论了C和C2的不 同取值对波形的影响。C反映主动脉弓及其主

25、要分支的集总顺应性, 它主要影响脉搏波幅度。C2反映腹主动脉及外周血管总的顺应性，它 主要影响重搏波波幅。5参考文献1柳兆荣.弹性腔理论及其在心血管系统分析中的应用.北京：科学出版社，19872 Frank,O DieGnandfoiTn des artenellenPulses Z f Bio：, 1899,37 483-5263孙磊.心血管系统仿貞-建模与脉搏波分析研究D.浙江大学,20084 宁钢民，代开勇，李英奇等心血管系统键合图模型研究J.浙江大学学报：工学版，2007. (5):864-8705郝卫亚，昊兴裕，张立藩等.循环系统的数学模型及仿貞实验J.医学争鸣，2000,.6陈丽琳

26、，昊效明，杨艳等.心血管循环系统的建模仿戌.北京生物医学工程,2006, (3).7.宁钢民，代开勇，李英奇等.心血管系统键合图模型研究J.浙江大学学报：工学版，2007, (5):864-870.8孙磊.心血管系统仿貞建模与脉搏波分析研尢D.浙江大学,2008.9 Cope F W. An Elastic reservoir theory of the human systemic arterial system using current data on aortic elasticity.The bulletin of mathematical biophysics, 1960, 22:

27、19-40. D0l:10.1007/BF02477969.10周希平,王国卿，邹容.基于Simulink仿克的心脏工作模型J中国血液流变学杂志，2004, 14(3).DOI:10.3969/j.issn.1009-881X.2004.03.009.11.徐礼胜，刘佳，何殿宁等.基于双弹性腔模型与整心动周期脉搏波的血流动力孑参数估计JJ. 北京工业大学学报ISTIC El PKU, 2014, 40(10).12刘静纨，陈建慧，罗志昌.人体微循环弹性腔模型与模型参数佔计J.北京生物医学工程, 2001,(2).13載娟.左心循环系统建模及研JlD.哈尔滨工程大2008. DOM0.7666/

28、d.y1437855.14白净，不详.血液循环系统的数字仿真J.中国科学基,1994,(2):112-116.15孙冬梅，罗志昌.人体心血管双弹性腔模型参数佔计及其在运动医学中的应用J.北京匸业 大学学报,1996,(1):62-70.16 MAS,刁颖敏.心脏肺循环体循环系统建模初探J.同济大学学报：自然科学版，2002, 30(1). DOI:10.3321/j.issn:0253-374X.2002.01.013.17徐林,昊效明，陈册琳.心血管循环系统建模J.中国组织工程研究与临床康复，2009, 13(20). DOI:10.3969/j.issn.1673-8225.2009.20.039.18郭珞源,苑康上孚刚.人体血液循环动力学系统设计仿貞研尢中国医学影像技术, 2003.