人体肱动脉物理模型的设计与实现

马天宁，徐磊，郝丽玲，齐林，徐礼胜,b，张长帅

东北大学 a.中荷生物医学与信息工程学院；b.教育部医学影像计算重点实验室，辽宁 沈阳 110169

引言

心血管循环系统是身体众多系统中最重要的系统。如今，心血管循环系统方面的疾病严重威胁着众多人的生命健康。心血管循环系统的研究具有巨大的社会意义和潜在的经济价值，同时心血管疾病也是研究学者们迫切想解决的重大问题[1]。

心血管循环系统建模主要有十分重要的意义。物理模型可以辅助研究血液循环系统并作为其研究的工具[2-3]。在进行临床实验之前，首先进行体外模拟实验，可以为治疗方案提供理论依据，降低临床实验的风险；模型便于控制参数，容易得到精确的测量结果，使很多临床上难以实现的实验得以完成，大大提高了效率。

早在1898年，德国的生理学专家Frank研究了弹性腔（Windkessel） 模型。他用一个弹性腔代替人体整个动脉系统，给予后人很大的启发。1970年Rideout等基于分布式模型思想制作了使用电子元器件搭建的体循环系统[4]。随后进行了基于上述模型结合人体的生理反馈调节机制进行了改进[5]。2007年英国帝国理工学院Matthys等研制了一个评估脉搏波在人类动脉网络传播中一维粘弹性的模型。该模型对动脉进行了37个分支的模拟仿真。结果证明使用一维简化模型能准确地模拟一些临床上动脉的粘弹性问题。近年来随着科技的发展，新技术的出现使得该领域的研究越来越细化，模型的建立也越来越具有针对性。

基于现今研究热点，以及血压与脉搏波的测量在人体健康监测的重要性。本文的主要研究内容为设计并制作一台人体体循环系统物理模型，该模型可以模拟人体肱动脉脉搏波且波形多变参数可调，为深入研究打下了基础。

1 模型的原理与设计

1.1 建模的生理学基础

心血管循环系统的生理学知识是体循环系统模型建立的基本依据，本文应用该理论知识来指导课题模型的设计和制作。心血管循环系统主要由体循环和肺循环两部分组成。体循环血液的流动方向为：左心室、主动脉、大动脉及其分支、器官、毛细血管、静脉和右心房。心脏在人体体循环中的作用就相当于一个“泵”，它将静脉中的血液泵到全身各处。心脏内部组成主要由左右两个心室和左右两个心房四部分组成，一般情况下在左心室的收缩和舒张时会使其内部的压力在120 mmHg以内，到了动脉中在70～120 mmHg 之间波动[6-7]。

传统研究心血管循环的方法主要有两大类，临床实验和是动物实验。但是动物实验有一定局限，可信度较低，成本较高，实验结果不够稳定。心血管循环系统建模与仿真可以避免这些缺点[8-9]，因而也成为了研究的热点。同时，建模仿真总体来看有物理模型和数学模型两种。物理模型有实际物体的模型形象逼真，但是花费大而且灵活性差，容易受到材料和加工的限制。由于物理模型具有直观易懂的特点，并且与客观实际相符合，而数学模型往往是在理想化的结果，可能与实际有所差距。因此物理模型在研究中被广泛使用[10]。

1.2 物理模型制作

根据人体生理学知识，我们可以对物理模型进行设计。本文中的体循环系统主要组成有：心脏（左心室）、动脉、毛细血管和静脉[11]。相应的设计并制作心脏泵、动脉模块、节流阀和储液箱四个模块来分别模拟其在系统中起到的作用。依据血液循环生理知识并结合相关配件将这四个模块依次连接完成人体体循环体统物理模型的搭建。系统框图，见图1。

图1 血液循环系统模型示意图

在图中我们可以看到，心脏泵为循环系统提供动力，保证了循环系统的运行。单向阀控制血液的单向流动，模拟了人体动脉瓣的功能，之后血液流向主动脉肱，然后两分支分别流向肱动脉以及人体其他动脉。节流阀模拟了人体毛细血管的阻尼作用。最后血液流向模拟人体静脉的储液罐，完成一次循环。装置的实物图，见图2。

下面对模型的各个部分做简要介绍。综合考虑研究需求并参考许多其他相关研究，本文提出了满足输出功率的前提下参考人体左心室输出流量曲线设计心脏泵的输出流量，即设计制作一款输出流量与人体心脏左心室的输出流量一致的心脏泵[12-13]。因此本文选择了86步进电机通过滑台与柱塞泵的结合，这是因为步进电机的转速和停止的位置严格由脉冲信号的频率和脉冲数控制，在载荷范围内可以不受负载的影响。

图2 血液循环系统实物图

心脏的搏动周期约为0.8 s，每搏输出量约为70 mL。通过计算，我们最终选择SC80×100标准气缸作为本模型的柱塞缸，导程是4 mm、行程为100 mm的滑台。转矩为7 N·m的86BYGH1148型号步进电机，以及型号为HST886A的步进电机驱动器（图3）。这样就可以保证设计的心脏泵在动力上满足实验要求。

图3 心脏泵设计图

人与人之间有一定的生理学差异，但是参考相关研究发现心脏在收缩期和舒张期会呈现出很多共性：舒张期的流量几乎为零，收缩期可用一个分段正弦函数来逼近[14]。因此是可以用近似函数来代表左心室流量输出的，本文的设计中输出流量的表达式如下：

将上式作为心脏泵的流量输出参考就可以达到模拟左心室输出流量的目的。基于以上实际中遇到的问题，本文选用51单片机作为本模型中步进电机驱动器的输入设备，原理是结合51单片机中的定时器功能，通过对定时器延时的编程使其输出端的脉冲电平高低（占空比）呈现预定的函数曲线形式。这样通过改变定时器函数中的某几个参数就可以达到对51单片机输出脉冲频率和脉冲个数的控制。该控制系统不仅可以实现行程的加减还可以分别调节两个方向的速度，这就可以更生动形象地模拟心脏收缩期和舒张期的不同时间以及更多种心脏泵血情况。

由于人体实际组织结构较为复杂，简化为肱动脉、骨骼、肌肉和皮脂四部分，参考了英国帝国理工学院的研究[15-17]。由于本文想要研究肱动脉脉搏波的无创测量相关问题，所以本文的动脉模块分两支，一支模拟肱动脉在动脉血管系统中的作用，一支模拟动脉血管中除肱动脉以外其余动脉血管的共同作用。同时在模拟肱动脉的血管处引入人体手臂仿体（图4），以完成袖带无创采集肱动脉脉搏波的目的。骨骼是在真实的人体手臂骨骼扫描并三维建模后进行3D打印制作而成，达到支撑手臂其余组成部分的目的[18]。肌肉是由0度人体硅胶模具灌制而成。皮脂也是由人体硅胶制作厚度为1～4 mm不等，达到包裹手臂模块各组成部分以及模拟人体皮脂的作用。

图4 仿真手臂实物图

静脉在人体中主要起到储存血液的作用，本文在系统中引入储液箱模块来模拟静脉的储存血液的功能，同时为血液的持续流动提供基础。储液箱在容积要略大于人体血液5 L，同时储液箱要敞口，模拟了静脉阻力忽略不计的特点。小动脉和毛细血管是体循环系统阻力的主要来源，因此本文在模型中引入阻尼阀模块（流量调节阀）来模拟其对血流的阻力作用。这样就完成了物理模型的建立过程。

2 物理模型功能的实现

2.1 信号的采集

由于本文的研究课题是关于肱动脉的脉搏波模拟，因此本文选择模型肱动脉处的收缩压和舒张压作为本文的考察对象。本系统中用来采集脉搏波信号的BL-420S生物机能实验系统。该系统操作简单采集精度高同时便于数据的后期处理。其原理是将要采集的目标信号经过放大、滤波等处理，然后经过模数转换传输PC端软件客户端进行相关波形的显示、分析和存储。

分别在模型肱动脉的两侧接入星仪牌CYYZ61型有创压力传感器，称为前端与后端。由于不同人的血压正常值是一个范围且随着年龄的不同和身体状态的不同人体血压的正常值也是有所波动的。通常人们认为收缩压在90～140 mmHg之间，舒张压在60～90 mmHg之间即为正常血压。采集的有创后端模拟的肱动脉脉搏波波形，见图5，可知其收缩压与舒张压在正常值范围之内。

图5 模拟肱动脉脉搏波波形图

2.2 系统的验证

上文对模型模拟的脉搏波的静态参数进行了实验，下面要对其动态特性进行实验即考虑某一参数对脉搏波的影响。参考相关文献并根据实际情况考虑，我们选择外周阻力这一参数作为本文的考察对象。查阅相关文献，当系统的外周阻力增大时，系统的收缩压和舒张压会相应的增大，脉压差会减小[9]。

调整好系统并使其稳定运行然后调节阻尼器来逐渐增大系统的外周阻力，然后实时采集有创后端肱动脉处的脉搏波波形。我们通过节流阀来调节系统的外周阻力。节流阀分别处于全开，关闭五分之一，关闭五分之二等等，分别记为R1～R5。模型中外周阻力从R1增加到R5时的肱动脉脉搏波对比图，见图6。

图6 不同外周阻力下脉搏波波形

可以看到随着节流阀的关闭，外周阻力不断增大，此时收缩压和舒张压上升，脉压差下降，说明该模型符合人体体循环系统的动态调节特征。

3 结果

3.1 皮脂厚度对血压无创采集的影响

为了研究人体上臂皮脂厚度对血压采集的影响，本文基于本模型及手臂仿体，同时制作了厚度不同的仿真皮肤来进行实验研究。具体方法为：调整模型使其手臂肱动脉处收缩压为90 mmHg，舒张压为60 mmHg并稳定运行，用仿真皮肤分别包裹手臂，再用电子血压计分别测量血压情况，每种厚度情况多次测量取平均值。

我们在仿真手臂上分别包裹不同厚度的仿真皮肤，分别使用电子血压计进行测量（图7）。种皮脂厚度情况下血压测量的实验结果汇总，见表1。

图7 仿真手臂与多功能生理信号采集系统

表1 四种皮脂厚度的血压测量结果

从数据中可以看出随着皮肤厚度的增加，收缩压和舒张压均增大。该结果符合人体生理。可解释为皮下脂肪层增厚会显著阻碍袖带与肱动脉间的压力传导，使袖带压力在传导过程中损失过多。也解释了肥胖的人无创测血压值偏高的部分原因，即脂肪层较厚导致测量值偏高[19]。

3.2 袖带压对肱动脉脉搏波采集的影响

无创采集脉搏波与无创测血压不同，采集的时候袖带充气到目标压力后不放气，即保持该袖带压力不变的情况下进行脉搏波的持续采集。通常在无创采集肱动脉脉搏波的时候袖带压的大小对采集结果有很大的影响。下面本文将对该影响因素进行讨论。

调整模型使其手臂肱动脉处收缩压和舒张压在人体正常值范围内并稳定运行，使用泰盟公司研制的生理信号采集系统在模型肱动脉处进行有创压力信号的采集，同时用恒德公司研制的多功能生理信号采集系统为手臂仿体进行脉搏波信号的无创采集，记录袖带压从0 mmHg增加到250 mmHg，间隔10 mmHg时的有创采集与无创采集的数据并重复上述实验多组。

为研究袖带压对无创脉搏波信号的影响，本文分别将不同袖带压下无创的脉搏波信号分别与其真实脉搏波信号进行对比（图8～10）。如图所示，由于篇幅限制这里仅取袖带压分别为50、100和200 mmHg时的脉搏波对比图，图中实线为袖带压为0 mmHg时有创测量的脉搏波信号，即脉搏波信号的真实值，虚线为袖带压加压后的有创前端的脉搏波信号。从对比图中我们可以看出，当袖带压改变时，无创采集测量得到的曲线有着较大的差异，也就是说袖带压的增加对无创脉搏波的值的影响较大。同时该实验结果符合临床医学的实验结果[20]。信号领域常用的波形匹配度，见图11。

4 讨论

本文介绍建立了人体肱动脉的物理模型的一种方法。该领域研究最方便的方法就是通过人体进行直接实验，但是对人体的直接测量受到多方面的限制。例如个体的差异以及难以进行控制变量分析等，并且可以输出稳定的信号。该物理模型是针对体循环系统生理压力环境来建模的，它可以通过改变参数，为很多体循环系统的相关研究提供一个实物平台，提高研究效率与准确性，缩短研究周期。本文通过实验证实了该装置的有效性，该装置可以扩展应用在非常多的科学研究领域，因此基于该平台去研究更多的相关科学问题是未来研究的一个思路。

图8 袖带压50 mmHg和0 mmHg对比图

图9 袖带压100 mmHg和0 mmHg对比图

图10 袖带压200 mmHg和0 mmHg对比图

图11 无创不同袖带压下脉搏波与有创脉搏波波形匹配度

本研究之后通过两组实验得知，对于比较肥胖的人群，其皮脂厚度较大，会导致血压的测量值比真实值高，造成测量的误差，因此今后在电子血压计的制作过程中应该把人体的肥胖程度纳入考虑的因素之一，这样可以大大增加血压计的精确度。在无创脉搏波采集的过程中，不同的袖带压会对脉搏波的采集产生影响。本研究中实验结果与人体实际相吻合，证明该物理模型的科学有效。

5 结论

本论文从模型的设计、制作、调试最后到实验都取得了一些有价值的成果，在辅助相关科学研究上也有很好的便捷性。但是由于人体心血管循环系统是一个非常复杂的系统，包含众多的调节机制以及受很多因素的影响，所以本模型如果想达到更逼真的模拟效果还是有很多需要提高的地方的。例如在心脏泵输出这一部分引入反馈调节机制，这样就可以更真实的模拟人体心脏供血的情况；在制作材料的选择上可以尝试非金属化；在分支上可以考虑更多的分支等等。随着科学技术的发展、新型材料的提出以及权威理论的形成，将会有更多更好的方案应用于改进中。