人體肱動脈物理模型的設計與實現

馬天寧，徐磊，郝麗玲，齊林，徐禮勝,b，張長帥

東北大學 a.中荷生物醫學與信息工程學院；b.教育部醫學影像計算重點實驗室，遼寧 沈陽 110169

引言

心血管循環系統是身體眾多系統中最重要的系統。如今，心血管循環系統方面的疾病嚴重威脅著眾多人的生命健康。心血管循環系統的研究具有巨大的社會意義和潛在的經濟價值，同時心血管疾病也是研究學者們迫切想解決的重大問題[1]。

心血管循環系統建模主要有十分重要的意義。物理模型可以輔助研究血液循環系統并作為其研究的工具[2-3]。在進行臨床實驗之前，首先進行體外模擬實驗，可以為治療方案提供理論依據，降低臨床實驗的風險；模型便于控制參數，容易得到精確的測量結果，使很多臨床上難以實現的實驗得以完成，大大提高了效率。

早在1898年，德國的生理學專家Frank研究了彈性腔（Windkessel） 模型。他用一個彈性腔代替人體整個動脈系統，給予后人很大的啟發。1970年Rideout等基于分布式模型思想制作了使用電子元器件搭建的體循環系統[4]。隨后進行了基于上述模型結合人體的生理反饋調節機制進行了改進[5]。2007年英國帝國理工學院Matthys等研制了一個評估脈搏波在人類動脈網絡傳播中一維粘彈性的模型。該模型對動脈進行了37個分支的模擬仿真。結果證明使用一維簡化模型能準確地模擬一些臨床上動脈的粘彈性問題。近年來隨著科技的發展，新技術的出現使得該領域的研究越來越細化，模型的建立也越來越具有針對性。

基于現今研究熱點，以及血壓與脈搏波的測量在人體健康監測的重要性。本文的主要研究內容為設計并制作一臺人體體循環系統物理模型，該模型可以模擬人體肱動脈脈搏波且波形多變參數可調，為深入研究打下了基礎。

1 模型的原理與設計

1.1 建模的生理學基礎

心血管循環系統的生理學知識是體循環系統模型建立的基本依據，本文應用該理論知識來指導課題模型的設計和制作。心血管循環系統主要由體循環和肺循環兩部分組成。體循環血液的流動方向為：左心室、主動脈、大動脈及其分支、器官、毛細血管、靜脈和右心房。心臟在人體體循環中的作用就相當于一個“泵”，它將靜脈中的血液泵到全身各處。心臟內部組成主要由左右兩個心室和左右兩個心房四部分組成，一般情況下在左心室的收縮和舒張時會使其內部的壓力在120 mmHg以內，到了動脈中在70～120 mmHg 之間波動[6-7]。

傳統研究心血管循環的方法主要有兩大類，臨床實驗和是動物實驗。但是動物實驗有一定局限，可信度較低，成本較高，實驗結果不夠穩定。心血管循環系統建模與仿真可以避免這些缺點[8-9]，因而也成為了研究的熱點。同時，建模仿真總體來看有物理模型和數學模型兩種。物理模型有實際物體的模型形象逼真，但是花費大而且靈活性差，容易受到材料和加工的限制。由于物理模型具有直觀易懂的特點，并且與客觀實際相符合，而數學模型往往是在理想化的結果，可能與實際有所差距。因此物理模型在研究中被廣泛使用[10]。

1.2 物理模型制作

根據人體生理學知識，我們可以對物理模型進行設計。本文中的體循環系統主要組成有：心臟（左心室）、動脈、毛細血管和靜脈[11]。相應的設計并制作心臟泵、動脈模塊、節流閥和儲液箱四個模塊來分別模擬其在系統中起到的作用。依據血液循環生理知識并結合相關配件將這四個模塊依次連接完成人體體循環體統物理模型的搭建。系統框圖，見圖1。

圖1 血液循環系統模型示意圖

在圖中我們可以看到，心臟泵為循環系統提供動力，保證了循環系統的運行。單向閥控制血液的單向流動，模擬了人體動脈瓣的功能，之后血液流向主動脈肱，然后兩分支分別流向肱動脈以及人體其他動脈。節流閥模擬了人體毛細血管的阻尼作用。最后血液流向模擬人體靜脈的儲液罐，完成一次循環。裝置的實物圖，見圖2。

下面對模型的各個部分做簡要介紹。綜合考慮研究需求并參考許多其他相關研究，本文提出了滿足輸出功率的前提下參考人體左心室輸出流量曲線設計心臟泵的輸出流量，即設計制作一款輸出流量與人體心臟左心室的輸出流量一致的心臟泵[12-13]。因此本文選擇了86步進電機通過滑臺與柱塞泵的結合，這是因為步進電機的轉速和停止的位置嚴格由脈沖信號的頻率和脈沖數控制，在載荷范圍內可以不受負載的影響。

圖2 血液循環系統實物圖

心臟的搏動周期約為0.8 s，每搏輸出量約為70 mL。通過計算，我們最終選擇SC80×100標準氣缸作為本模型的柱塞缸，導程是4 mm、行程為100 mm的滑臺。轉矩為7 N·m的86BYGH1148型號步進電機，以及型號為HST886A的步進電機驅動器（圖3）。這樣就可以保證設計的心臟泵在動力上滿足實驗要求。

圖3 心臟泵設計圖

人與人之間有一定的生理學差異，但是參考相關研究發現心臟在收縮期和舒張期會呈現出很多共性：舒張期的流量幾乎為零，收縮期可用一個分段正弦函數來逼近[14]。因此是可以用近似函數來代表左心室流量輸出的，本文的設計中輸出流量的表達式如下：

將上式作為心臟泵的流量輸出參考就可以達到模擬左心室輸出流量的目的。基于以上實際中遇到的問題，本文選用51單片機作為本模型中步進電機驅動器的輸入設備，原理是結合51單片機中的定時器功能，通過對定時器延時的編程使其輸出端的脈沖電平高低（占空比）呈現預定的函數曲線形式。這樣通過改變定時器函數中的某幾個參數就可以達到對51單片機輸出脈沖頻率和脈沖個數的控制。該控制系統不僅可以實現行程的加減還可以分別調節兩個方向的速度，這就可以更生動形象地模擬心臟收縮期和舒張期的不同時間以及更多種心臟泵血情況。

由于人體實際組織結構較為復雜，簡化為肱動脈、骨骼、肌肉和皮脂四部分，參考了英國帝國理工學院的研究[15-17]。由于本文想要研究肱動脈脈搏波的無創測量相關問題，所以本文的動脈模塊分兩支，一支模擬肱動脈在動脈血管系統中的作用，一支模擬動脈血管中除肱動脈以外其余動脈血管的共同作用。同時在模擬肱動脈的血管處引入人體手臂仿體（圖4），以完成袖帶無創采集肱動脈脈搏波的目的。骨骼是在真實的人體手臂骨骼掃描并三維建模后進行3D打印制作而成，達到支撐手臂其余組成部分的目的[18]。肌肉是由0度人體硅膠模具灌制而成。皮脂也是由人體硅膠制作厚度為1～4 mm不等，達到包裹手臂模塊各組成部分以及模擬人體皮脂的作用。

圖4 仿真手臂實物圖

靜脈在人體中主要起到儲存血液的作用，本文在系統中引入儲液箱模塊來模擬靜脈的儲存血液的功能，同時為血液的持續流動提供基礎。儲液箱在容積要略大于人體血液5 L，同時儲液箱要敞口，模擬了靜脈阻力忽略不計的特點。小動脈和毛細血管是體循環系統阻力的主要來源，因此本文在模型中引入阻尼閥模塊（流量調節閥）來模擬其對血流的阻力作用。這樣就完成了物理模型的建立過程。

2 物理模型功能的實現

2.1 信號的采集

由于本文的研究課題是關于肱動脈的脈搏波模擬，因此本文選擇模型肱動脈處的收縮壓和舒張壓作為本文的考察對象。本系統中用來采集脈搏波信號的BL-420S生物機能實驗系統。該系統操作簡單采集精度高同時便于數據的后期處理。其原理是將要采集的目標信號經過放大、濾波等處理，然后經過模數轉換傳輸PC端軟件客戶端進行相關波形的顯示、分析和存儲。

分別在模型肱動脈的兩側接入星儀牌CYYZ61型有創壓力傳感器，稱為前端與后端。由于不同人的血壓正常值是一個范圍且隨著年齡的不同和身體狀態的不同人體血壓的正常值也是有所波動的。通常人們認為收縮壓在90～140 mmHg之間，舒張壓在60～90 mmHg之間即為正常血壓。采集的有創后端模擬的肱動脈脈搏波波形，見圖5，可知其收縮壓與舒張壓在正常值范圍之內。

圖5 模擬肱動脈脈搏波波形圖

2.2 系統的驗證

上文對模型模擬的脈搏波的靜態參數進行了實驗，下面要對其動態特性進行實驗即考慮某一參數對脈搏波的影響。參考相關文獻并根據實際情況考慮，我們選擇外周阻力這一參數作為本文的考察對象。查閱相關文獻，當系統的外周阻力增大時，系統的收縮壓和舒張壓會相應的增大，脈壓差會減小[9]。

調整好系統并使其穩定運行然后調節阻尼器來逐漸增大系統的外周阻力，然后實時采集有創后端肱動脈處的脈搏波波形。我們通過節流閥來調節系統的外周阻力。節流閥分別處于全開，關閉五分之一，關閉五分之二等等，分別記為R1～R5。模型中外周阻力從R1增加到R5時的肱動脈脈搏波對比圖，見圖6。

圖6 不同外周阻力下脈搏波波形

可以看到隨著節流閥的關閉，外周阻力不斷增大，此時收縮壓和舒張壓上升，脈壓差下降，說明該模型符合人體體循環系統的動態調節特征。

3 結果

3.1 皮脂厚度對血壓無創采集的影響

為了研究人體上臂皮脂厚度對血壓采集的影響，本文基于本模型及手臂仿體，同時制作了厚度不同的仿真皮膚來進行實驗研究。具體方法為：調整模型使其手臂肱動脈處收縮壓為90 mmHg，舒張壓為60 mmHg并穩定運行，用仿真皮膚分別包裹手臂，再用電子血壓計分別測量血壓情況，每種厚度情況多次測量取平均值。

我們在仿真手臂上分別包裹不同厚度的仿真皮膚，分別使用電子血壓計進行測量（圖7）。種皮脂厚度情況下血壓測量的實驗結果匯總，見表1。

圖7 仿真手臂與多功能生理信號采集系統

表1 四種皮脂厚度的血壓測量結果

從數據中可以看出隨著皮膚厚度的增加，收縮壓和舒張壓均增大。該結果符合人體生理。可解釋為皮下脂肪層增厚會顯著阻礙袖帶與肱動脈間的壓力傳導，使袖帶壓力在傳導過程中損失過多。也解釋了肥胖的人無創測血壓值偏高的部分原因，即脂肪層較厚導致測量值偏高[19]。

3.2 袖帶壓對肱動脈脈搏波采集的影響

無創采集脈搏波與無創測血壓不同，采集的時候袖帶充氣到目標壓力后不放氣，即保持該袖帶壓力不變的情況下進行脈搏波的持續采集。通常在無創采集肱動脈脈搏波的時候袖帶壓的大小對采集結果有很大的影響。下面本文將對該影響因素進行討論。

調整模型使其手臂肱動脈處收縮壓和舒張壓在人體正常值范圍內并穩定運行，使用泰盟公司研制的生理信號采集系統在模型肱動脈處進行有創壓力信號的采集，同時用恒德公司研制的多功能生理信號采集系統為手臂仿體進行脈搏波信號的無創采集，記錄袖帶壓從0 mmHg增加到250 mmHg，間隔10 mmHg時的有創采集與無創采集的數據并重復上述實驗多組。

為研究袖帶壓對無創脈搏波信號的影響，本文分別將不同袖帶壓下無創的脈搏波信號分別與其真實脈搏波信號進行對比（圖8～10）。如圖所示，由于篇幅限制這里僅取袖帶壓分別為50、100和200 mmHg時的脈搏波對比圖，圖中實線為袖帶壓為0 mmHg時有創測量的脈搏波信號，即脈搏波信號的真實值，虛線為袖帶壓加壓后的有創前端的脈搏波信號。從對比圖中我們可以看出，當袖帶壓改變時，無創采集測量得到的曲線有著較大的差異，也就是說袖帶壓的增加對無創脈搏波的值的影響較大。同時該實驗結果符合臨床醫學的實驗結果[20]。信號領域常用的波形匹配度，見圖11。

4 討論

本文介紹建立了人體肱動脈的物理模型的一種方法。該領域研究最方便的方法就是通過人體進行直接實驗，但是對人體的直接測量受到多方面的限制。例如個體的差異以及難以進行控制變量分析等，并且可以輸出穩定的信號。該物理模型是針對體循環系統生理壓力環境來建模的，它可以通過改變參數，為很多體循環系統的相關研究提供一個實物平臺，提高研究效率與準確性，縮短研究周期。本文通過實驗證實了該裝置的有效性，該裝置可以擴展應用在非常多的科學研究領域，因此基于該平臺去研究更多的相關科學問題是未來研究的一個思路。

圖8 袖帶壓50 mmHg和0 mmHg對比圖

圖9 袖帶壓100 mmHg和0 mmHg對比圖

圖10 袖帶壓200 mmHg和0 mmHg對比圖

圖11 無創不同袖帶壓下脈搏波與有創脈搏波波形匹配度

本研究之后通過兩組實驗得知，對于比較肥胖的人群，其皮脂厚度較大，會導致血壓的測量值比真實值高，造成測量的誤差，因此今后在電子血壓計的制作過程中應該把人體的肥胖程度納入考慮的因素之一，這樣可以大大增加血壓計的精確度。在無創脈搏波采集的過程中，不同的袖帶壓會對脈搏波的采集產生影響。本研究中實驗結果與人體實際相吻合，證明該物理模型的科學有效。

5 結論

本論文從模型的設計、制作、調試最后到實驗都取得了一些有價值的成果，在輔助相關科學研究上也有很好的便捷性。但是由于人體心血管循環系統是一個非常復雜的系統，包含眾多的調節機制以及受很多因素的影響，所以本模型如果想達到更逼真的模擬效果還是有很多需要提高的地方的。例如在心臟泵輸出這一部分引入反饋調節機制，這樣就可以更真實的模擬人體心臟供血的情況；在制作材料的選擇上可以嘗試非金屬化；在分支上可以考慮更多的分支等等。隨著科學技術的發展、新型材料的提出以及權威理論的形成，將會有更多更好的方案應用于改進中。