一种基于集总参数的人体心血管系统及其建模方法和应用

1.本发明涉及医学模型技术领域，特别是涉及一种基于集总参数的人体心血管系统及其建模方法和应用。


背景技术：

2.心血管系统是由心脏和血管组成的大型器官系统。它是人体的主要运输和分配系统，心血管循环系统是最复杂的生命系统之一，具有高度的动态特性。心血管系统有时被描述为两个独立的循环：全身循环和肺循环。在全身循环中，含氧的血液离开心脏的左侧，穿过动脉进入毛细血管，然后以脱氧的血液形式通过静脉返回心脏的右侧。脱氧的血液从心脏的右侧通过肺动脉在肺循环中传播，在肺的毛细血管中再次被氧化，然后通过肺静脉返回心脏的左侧。
3.心血管系统模型，能够反映出人体生理特征参数、血液动力学变量以及心音听诊参数之间的关系,还能体现出心脏各个组成部分的功能和状态。心血管系统模型的建立，可以为正常或病态的心音产生机理提供一种可行的理论依据。
4.目前，现有技术中建立的心血管模型无法有效模拟心室行为，例如，专利号cn111916183a，公开了一种动态心血管系统的建模方法、装置、设备及存储介质。该方法包括：获取待手术病人的cmr数据和cta数据；采用cmr数据构建待手术病人的动态心室模型；根据动态心室模型和预设心脏模型构建待手术病人的动态心脏模型；采用cta数据构建待手术病人的冠状动脉血管模型；根据动态心脏模型和冠状动脉血管模型构建待手术病人的动态心血管系统模型，能够针对不同病人构建个性化的动态心血管系统模型，将该个性化的动态心血管系统模型设置到血管介入模拟器中。
5.基于此，现有技术确实有待进一步改进。


技术实现要素：

6.本发明主要解决的技术问题是现有技术中建立的心血管模型无法有效模拟心室行为的问题。
7.为了解决上述技术问题，本发明采用以下技术方案：
8.本发明的目的之一，在于提供一种基于集总参数的人体心血管系统建模方法，所述方法包括：
9.用动力泵模拟心脏，弹性时变模型模拟心室，单向二极管模拟瓣膜，弹性的圆形管模拟血管，不可压缩的牛顿流体模拟血液，并结合人体心血管系统标准结构，构建人体心血管系统模型；
10.通过如下公式(1)建立心室的压力-容积曲线关系：
11.p(t)＝e(t)(v(t)-vd)
ꢀꢀꢀꢀꢀ
公式(1)
12.其中，p(t)表示心室的压力；v(t)表示心室的血容量随时间的变化；vd表示心室收缩末期无张力的心室容积；e(t)是一个时变弹性函数，在生理意义上e(t)表示心肌的弹性
系数。
13.进一步，所述心室的弹性功能形式通过如下公式(2)描述：
[0014][0015]
其中，e max，v
是最大心室弹性，单位为mmhg/ml，e min，v
是最小心室弹性，单位为mmhg/ml，f(t)是双希尔函数，f max
是整个心动周期长度上双希尔的最大值。
[0016]
进一步，所述双希尔函数f(t)如下公式(3)所示：
[0017][0018]
其中，α1，α2，和是用于确定双山函数的分布形状参数，t是心动周期时间段，t是心动周期内的当前时间。
[0019]
本发明的目的之一，在于提供一种根据上述的方法建立的人体心血管系统。
[0020]
本发明的目的之一，在于提供一种如上所述的人体心血管系统在模拟心室行为中的应用。
[0021]
与现有技术相比，本发明的有益效果在于：
[0022]
本发明通过合理地建模，并通过建立地模型构建心室的压力-容积曲线关系，可以有效地模拟心室行为，可以模拟多种情况下的心室状态，其模拟结果对临床具有很强的指导意义。
附图说明
[0023]
图1是本发明的左心室的压力-体积曲线图。
[0024]
图2是本发明的心血管回路电路图。
[0025]
图3是本发明的弹性与顺应性之间的关系图。
[0026]
图4是本发明的心动周期中左心压力与容量图。
[0027]
图5是本发明的心动过缓的ecg波形图。
[0028]
图6是是本发明的心动过速的ecg波形图。
具体实施方式
[0029]
以下列举的部分实施例仅仅是为了更好地对本发明进行说明，但本发明的内容并不局限在应用于所举的实施例中。所以熟悉本领域的技术人员根据上述发明内容对实施方案进行非本质的改进和调整而应用于其他实施例中，仍在本发明的保护范围之内。
[0030]
本发明实施例提供一种基于集总参数的人体心血管系统建模方法，所述方法包括：
[0031]
用动力泵模拟心脏，弹性时变模型模拟心室，单向二极管模拟瓣膜，弹性的圆形管模拟血管，不可压缩的牛顿流体模拟血液，并结合人体心血管系统标准结构，构建人体心血管系统模型；
[0032]
通过如下公式(1)建立心室的压力-容积曲线关系：
[0033]
p(t)＝e(t)(v(t)-vd)
ꢀꢀꢀꢀꢀ
公式(1)
[0034]
其中，p(t)表示心室的压力；v(t)表示心室的血容量随时间的变化；vd表示心室收缩末期无张力的心室容积；e(t)是一个时变弹性函数，在生理意义上e(t)表示心肌的弹性系数。
[0035]
弹性时变模型选择为frank-starling弹性时变模型，即以frank-starling机制所构建的弹性时变模型。采用如本发明所述的方法，可以获得如图1所示的左心室的压力-体积曲线图。根据图1所显示的，从左下开始，顺时针移动，该曲线表明压力快速增加，而体积没有变化。这表明心动周期的收缩期收缩。此后，随着心脏舒张期间心脏扩张，压力迅速下降。曲线的最后部分显示在恒定压力下体积减小。通常，由于不理想的二尖瓣不会立即关闭，因此压力会稍微降低。发动机使用理想的气门，该气门会立即关闭，从而随着体积减小而保持压力。此外，该曲线还演示了由于设定压力下瞬时体积变化而在模拟心脏中使用理想瓣膜的情况。
[0036]
血液动力学建模的集总参数方法假定器官血管或血管段的特征为代表性参数。奥托
·
弗兰克(otto frank)首先建立了将全身血压与血管弹性联系起来的定量模型。在类似的电路中，windkessel模型包括一个代表动脉顺应性的电容器，该电容器与一个电阻并联，该电阻代表流经血管的电阻。westershof等人开发了windkessel模型的另一种三元素形式。包括一个黑盒子的两端输入电路，表示为一个附加电阻，用于量化动脉树的特征阻抗。电模拟电路的类似应用已应用于形成cv电路，可将其分类为多段或多系统模型。
[0037]
由于较低的计算要求和足够的保真度，集总参数模型已被证明适用于大规模，较长时间的仿真。多器官模型可以实时运行，同时仍可以产生准确的血压和血流波形预测。特别是heldt的开源cv仿真器，包括集总参数模型，支持在引擎中实现这些模型的决策。
[0038]
cv系统的状态是通过三步确定的：预处理，过程和后处理。在“预处理”步骤中，将处理来自其他系统的反馈以及系统内的反馈，开始心脏循环，计算心脏弹性，以准备确定系统的状态。处理使用电路求解器来计算系统的新状态，为引擎开发的通用回路方法用于解决等效回路中每个节点或路径上的压力，计算生命体征，后处理用于为时间的推移准备系统，将在处理中计算的所有内容从下一时间步骤计算移动到当前时间步骤计算。这样，所有其他系统都可以在完成下一步骤的预处理分析时访问信息。
[0039]
初始化和稳定：首先，计算患者特定的心血管回路稳态。接下来，初始化所有系统参数。然后将心血管系统初始化为静止状态。然后通过修改系统和患者参数并重新调整引擎来应用条件。心血管系统中的可用状况是贫血，心力衰竭，心包积液和肺分流。
[0040]
音调电路：在调谐电路步骤中，在稳定过程中调谐与组织隔室相关的电阻器和电容器，以实现患者档案中给出的平均动脉压。
[0041]
心血管回路：cv电路估计了由多个隔室代表的器官的血压，流量和体积。这些部分由使用电阻器和电容器的集总参数模型组成。电感器也可用于建模惯性效应。将系统离散化为通过路径连接的节点。用于表示cv系统的电路旨在提供满足整个项目要求的分辨率和保真度。
[0042]
如图2所示，心血管回路由通过路径连接的节点组成，节点和路径的这些部分被映射到代表心血管系统解剖结构的几个部分。该电路用于估计这些解剖隔室的血压，流量和体积。
[0043]
cv回路的元件用于对人体cv系统的流体动力学(血液动力学)进行建模，从电路元件确定的集总参数计算血液动力学压力和流量。下面显示了用于计算压力和流量的方程式。这些方程由circuit solver自动生成并同时求解。
[0044]
心脏模型产生的压力通过可变电容器驱动血液动力学，该电容器模拟了整个心动周期中心肌的弹性变化。模拟的心脏有左右两侧，分别模拟了人类心脏的两侧。心房不包括在心脏模型中。仅对心室行为进行建模。
[0045]
心脏弹性与顺应性：心脏顺应性是根据心脏弹性的倒数来计算的。所使用的心脏弹性模型改编自stergiopulos等人开发的模型。该模型利用双重希尔函数来表示心动周期内的心脏弹性。选择它是因为它具有随心动周期时间增加或减少而缩放的能力。
[0046]
所述心室的弹性功能形式通过如下公式(2)描述：
[0047][0048]
其中，e max，v
是最大心室弹性，单位为mmhg/ml，e min，v
是最小心室弹性，单位为mmhg/ml，f(t)是双希尔函数，f max
是整个心动周期长度上双希尔的最大值。
[0049]
所述双希尔函数f(t)如下公式(3)所示：
[0050][0051]
其中，α1，α2，和是用于确定双山函数的分布形状参数，t是心动周期时间段，t是心动周期内的当前时间。
[0052]
引擎中弹性与顺应性之间的关系如图3所示。弹性表示每次体积变化的压力变化，而顺应性表示每次压力变化的体积变化。这些量定义了心脏的收缩，它驱动了心血管回路的压力和流量。
[0053]
心压，容量和流量：用于模拟心脏收缩和舒张的可变顺应性会产生压力和体积变化，从而驱动通过cv回路的血流。这个可变的依从性驱动器允许计算心脏内的压力和体积，如图4所示。通过增加顺应性来模拟心肌的松弛，从而在左心压力相对恒定的情况下导致左心体积的增加。收缩以顺应性的快速下降为代表，导致体积增加时压力增大。这个很大的压力值以基于回路解决方案计算出的流速将流体驱逐出心脏。
[0054]
心电图机器：可以通过引擎心电图机器输出ecg波形，目前支持心动过速，心动过缓，心搏停止和正常窦，如图5和图6所示。
[0055]
药物作用：也会影响心血管系统，在药物系统中计算药物对心率，平均动脉压和脉压的影响。通过基于“药物系统”中计算出的系统参数增加心脏的频率，可以将这些效果应用于心脏驱动器。
[0056]
患者差异：心血管系统严重依赖患者。心血管回路参数均基于患者的配置进行设置。不同的患者具有较大的区别。
[0057]
条件：通过设定不同条件可以模拟心血管系统的不同状况：包括贫血，心脏衰竭，心律失常，心包积液。
[0058]
动作：也可以采取不同的动作模拟心血管：包括心脏骤停，出血，低血容量，心源性
休克。
[0059]
干预措施：心肺复苏(cpr),止血，静脉输液。
[0060]
以上都可以通过根据本发明所述方法建立的心血管系统模型以及配合其他生理系统模型进行模拟和获得相应的仿真实验数据。
[0061]
以上描述旨在是说明性的而不是限制性的。例如，上述示例(或其一个或更多方案)可以彼此组合使用。例如本领域普通技术人员在阅读上述描述时可以使用其它实施例。另外，在上述具体实施方式中，各种特征可以被分组在一起以简单化本公开。这不应解释为一种不要求保护的公开的特征对于任一权利要求是必要的意图。相反，本发明的主题可以少于特定的公开的实施例的全部特征。从而，以下权利要求书作为示例或实施例在此并入具体实施方式中，其中每个权利要求独立地作为单独的实施例，并且考虑这些实施例可以以各种组合或排列彼此组合。本发明的范围应参照所附权利要求以及这些权利要求赋权的等同形式的全部范围来确定。