【作者】李虹磊，楊明，李世陽

上海交通大學(xué)儀器科學(xué)與工程系，上海， 200240

心臟由于各種原因?qū)е缕浔醚δ芟陆?，心室輔助裝置用人工制造的機(jī)械裝置，部分或完全替代心臟的泵血功能，保證全身組織和器官的血液供應(yīng)[1]。自心室輔助裝置的研究開始以來，國內(nèi)外研究者相繼進(jìn)行了各種方法的心室輔助在體實驗（包括動物實驗與臨床試驗），但在體實驗的風(fēng)險大、費用高且不易重復(fù)進(jìn)行。在心室輔助裝置的設(shè)計和評估過程中，體外模擬實驗是在體實驗的一個重要補(bǔ)充和替代。在心室輔助裝置的在體實驗中，輔助裝置與實際心血管系統(tǒng)相互作用的效果往往決定了整個系統(tǒng)工作的成敗。因此，在體外模擬實驗中，要完全真實地模擬出在體實驗中心血管系統(tǒng)與輔助裝置相互作用的生理環(huán)境，便成了研究的重點，也是難點。

目前，在心室輔助系統(tǒng)體外模擬實驗中采用的仿真方法主要包括：① 數(shù)學(xué)模型研究，即將建立的心室輔助裝置動態(tài)數(shù)學(xué)模型，嵌入到原有的心血管系統(tǒng)數(shù)學(xué)模型中，進(jìn)行數(shù)學(xué)模型交互研究[2-3]。② 物理模型研究，即在模擬心血管系統(tǒng)的物理實驗平臺上進(jìn)行輔助裝置的實物仿真[4-6]。對于純粹的數(shù)學(xué)建模研究方法而言，心血管系統(tǒng)的數(shù)學(xué)模型歷經(jīng)長時間的發(fā)展，已經(jīng)比較細(xì)化且成熟，如哈佛-麻省理工(Harvard-MIT)的RCVSIM (Research Cardiovascular Simulator)[7-8]；然而對心室輔助裝置建立的數(shù)學(xué)模型卻往往是復(fù)雜且不準(zhǔn)確的。這是因為器件與心血管系統(tǒng)的相互作用取決于物理特性，如非線性摩擦力等各種影響其能量有效傳遞的因素，而這些特性往往難于建模。而且，樣機(jī)階段對器形結(jié)構(gòu)的反復(fù)修改也不適于采用固化的數(shù)學(xué)模型。在物理實驗平臺上進(jìn)行心室輔助裝置流體力學(xué)研究也存在類似的問題。人體心血管系統(tǒng)不僅異常復(fù)雜，而且影響血液循環(huán)動力學(xué)性能的各種因素互相影響，但模擬心血管系統(tǒng)的物理實驗平臺卻往往采用簡化的物理水力模型，僅從輔助裝置流體負(fù)載的角度來仿真。因而，雖然在物理平臺上采用心室輔助裝置實物進(jìn)行測試具有準(zhǔn)確直觀的效果，但是物理模型仍然不能準(zhǔn)確地反映出心室輔助裝置對心血管系統(tǒng)的血液動力學(xué)影響。

本文在上述兩種體外模擬實驗的仿真方法的基礎(chǔ)上，提出了將心室輔助裝置實物在成熟的心血管循環(huán)系統(tǒng)數(shù)學(xué)模型上進(jìn)行實時評估的半實物仿真（Hardware-in-the-loop Simulation）方法，并將該方法用于氣動直接心室輔助裝置樣機(jī)的體外評估。對實際設(shè)計的心室輔助裝置對于心血管系統(tǒng)的輔助效果進(jìn)行有效的評價，更加真實地再現(xiàn)直接心室輔助裝置系統(tǒng)的工作狀態(tài)，有助于及時發(fā)現(xiàn)和改進(jìn)心室輔助裝置自身設(shè)計的缺陷，可對結(jié)構(gòu)和控制算法進(jìn)行優(yōu)化。

1 半實物仿真系統(tǒng)的構(gòu)建

1.1 半實物仿真系統(tǒng)的組成

半實物仿真，又稱為硬件在回路（Hardware-In-Loop,HIL）仿真，是指在數(shù)學(xué)仿真模型中，把部分仿真模型用實物代替的一種實時仿真。這種方式特別適用于當(dāng)某些系統(tǒng)的部件和現(xiàn)象尚無合適的模型或難以建模時，可以用物理部件作為仿真模型的一部分。將硬件和軟件系統(tǒng)相結(jié)合的半實物實時仿真，比純數(shù)學(xué)模型仿真更接近實際，逼真性好，實用價值大，且仿真過程更加靈活，仿真結(jié)果有更高的可信度[9-10]。其常應(yīng)用于工程領(lǐng)域，如導(dǎo)航制導(dǎo)與控制、飛行器設(shè)計等方向。本文將該仿真思想用于對設(shè)計的心室輔助裝置進(jìn)行實時有效的體外實驗評估，于活體實驗之前獲得較為準(zhǔn)確的器械的工作特性，可大大縮短了醫(yī)療器械的設(shè)計周期。

圖1 氣動直接心室輔助下的人體循環(huán)系統(tǒng)半實物仿真系統(tǒng)框圖Fig.1 The structure of the hardware-in-the-loop simulation of the DMVA-assisted cardiovascular system

基于半實物仿真思想，對新設(shè)計的氣動直接心室輔助裝置樣機(jī)進(jìn)行工作性能測試。仿真平臺的整體框圖如圖1所示。該系統(tǒng)由氣動直接心室輔助裝置（包括控制器、氣體致動器、傳感器和軟質(zhì)心臟套杯件）、模擬心臟和上位機(jī)的人體循環(huán)系統(tǒng)模型仿真軟件組成。杯型心臟套包裹在模擬心臟外，通過氣體致動，與自然心跳同步地施加擠壓力和膨脹力來輔助心臟泵血和回血。同時，通過傳感器記錄作用力，作為對心臟的直接輔助力實時送入不同心衰程度下的人體心血管數(shù)學(xué)模型。該輔助力也構(gòu)成了本半實物仿真系統(tǒng)的一部分接口。經(jīng)過仿真計算得到的輔助作用下的血液動力學(xué)參數(shù)，作為反饋送入輔助裝置的控制器，以此研究該裝置對不同心衰狀況下的心臟的實時輔助效果，為進(jìn)一步的反饋控制提供依據(jù)。

1.2 直接心室輔助下的心血管循環(huán)系統(tǒng)數(shù)學(xué)模型

目前，心血管系統(tǒng)建模常分為分布參數(shù)模型和集中參數(shù)模型兩種。集中參數(shù)模擬電網(wǎng)絡(luò)模型因其簡潔實用，在心室血液循環(huán)系統(tǒng)的工作機(jī)理、控制等方面的研究中有廣泛的應(yīng)用[11]。本研究根據(jù)該半實物仿真系統(tǒng)的需要，在RCVSIM[15]和PHYSBE[12]等成熟的心血管系統(tǒng)集中參數(shù)電網(wǎng)絡(luò)模型的基礎(chǔ)上加以改進(jìn)和發(fā)展，側(cè)重在左右心室（軟硬件接口處）進(jìn)行細(xì)化，而在體周循環(huán)處則采用集中式簡化模型，將頭、軀干、手臂和腿一并作為外周循環(huán)考慮，以便更好地仿真出各種心力衰竭疾病對心臟四個腔室的生理影響，及更具體地評估直接心室輔助的效果。同時，在循環(huán)系統(tǒng)模型的基礎(chǔ)上，將直接心室輔助裝置等效為兩個分別與左右心室串聯(lián)的電壓源[13]，建立了直接心室輔助下的人體心血管系統(tǒng)數(shù)學(xué)模型（如圖2）。

圖2 加入直接心室輔助的人體心血管模型Fig.2 DMVA-assisted human cardiovascular model

本模型包含：心臟的左右心室（下標(biāo)LV, RV）和左右心房（LA, RA）；系統(tǒng)動、靜脈血管（A, V）和周身毛細(xì)血管(Periph)；肺循環(huán)的動、靜脈血管（PA, PV）和肺部毛細(xì)血管（Pulm_bed）；粘性血液的流阻R；血管順應(yīng)性C；血流流量Q；人體的心臟瓣膜(表示二尖瓣、肺動脈瓣、三尖瓣和主動脈瓣)。在該模型中，人體的動脈與靜脈單元之間通過集中的外周循環(huán)單元將其溝通，并將左心室作為動脈系統(tǒng)的源，右心房作為靜脈系統(tǒng)的匯流點，再由肺循環(huán)將左右心部分連接起來，形成一個閉環(huán)的循環(huán)系統(tǒng)。該模型中的流阻參數(shù)和血液順應(yīng)性選于參考文獻(xiàn)[14]中的結(jié)構(gòu)參數(shù)；心室壓、肺循環(huán)的動靜脈血壓的參考壓力都是胸內(nèi)壓Pref；心臟的泵血功能采用Suga和Shroff等人提出的改進(jìn)的泵模型[4],[15]：左右心室的壓力-容積（P-V）關(guān)系由時變倒電容EHV(t)來表示，心室順應(yīng)性CHV隨時間周期變化，（周期的大小決定于收縮末期、舒張末期的順應(yīng)性以及心律的大?。?；心肌的阻抗特性RHV則反映了心室的瞬時血流對其內(nèi)壓力的影響，它們之間的關(guān)系為：

式中，VHV(t)為左（右）心室的血容量，V0為左（右）心室無壓力時的血容量，Ts為心動周期的收縮時間，P0為等容收縮壓力。

利用上述動態(tài)模型，可計算任一點的血流和血壓波形，任意時刻全身血液分布狀況，并可將外部作用（如本文的直接心室輔助壓力）耦合到模型上，通過仿真實驗來觀察外部作用與生理循環(huán)的關(guān)系和相互作用規(guī)律。由于直接心室輔助裝置直接作用于心室表面，其作用力與自然衰竭心臟的心肌收縮力串聯(lián)疊加、共同起作用[13]。因此，可在上述人體心血管系統(tǒng)電網(wǎng)絡(luò)模型的基礎(chǔ)上，將直接心室輔助裝置等效為兩個分別與左右心室串聯(lián)的電壓源，電壓源的值為輔助力，由外部的壓力傳感器采集輸入。這樣一個在直接心室輔助下的人體心血管系統(tǒng)半實物仿真回路便構(gòu)成了。當(dāng)需要仿真正常的心血管循環(huán)系統(tǒng)時，將模型中的直接心室輔助壓力源(Passist)作短路處理，并將電路相應(yīng)參數(shù)從心衰狀態(tài)恢復(fù)到正常狀態(tài)[13]。直接心室輔助在衰竭心臟上的總體作用可以表示為：

式中，PHV表示左（右）心室衰竭心肌自然收縮壓力，Pref表示參考胸內(nèi)壓，表示左（右）心室輔助對左（右）心室的作用壓力。

1.3 軟硬件接口

本系統(tǒng)的人體心血管系統(tǒng)軟件模型通過接口與硬件直接心室輔助裝置相連。對于直接心室輔助而言，輔助裝置與心臟表面的相互作用尤為重要，但由于該相互作用力難以準(zhǔn)確建模，必須通過實際物理測試得到。本系統(tǒng)中，通過將輔助作用力施加到一個模擬心臟實物上進(jìn)而實現(xiàn)對該力的測量。承受該作用力的模擬心臟便成為本系統(tǒng)軟硬件的接口。

為了實現(xiàn)最佳地控制施加于心肌的壓力，心室輔助裝置縮脹腔室設(shè)計成貼合心臟外形的杯狀心臟套，由生物相容性較好的柔性材料制成，并在結(jié)構(gòu)設(shè)計上保持了最低剛性。這樣，縮脹腔室的變形主要決定于心肌的機(jī)械特性，保證了即使在很大充盈容量下，縮脹腔室的壓力仍能與施加于心肌上的壓力相近似，從而使動力單元產(chǎn)生的能量幾乎全部傳遞給心肌[17]：

其中，Pi表示任意時刻的杯形件腔室內(nèi)壓，沿腔室膨脹方向的力為正，沿腔室收縮方向的力為負(fù)。Pvi表示對應(yīng)時刻的模擬心臟內(nèi)的心室壓，△Pi表示進(jìn)行有效腔室膨脹的杯形件腔室內(nèi)壓力的增或減量。

如前所述，壓縮腔室的壓力差在任何充盈度下都接近于施加在心肌上的壓力，因此采用精密氣壓計采集杯形件壓縮腔室和模擬心臟內(nèi)的壓力Pi和Pvi，并結(jié)合材料特性以及實驗測試，取一損耗參數(shù)δ，則有效施加在心肌上的輔助壓力為：

2 實驗方法及結(jié)果

2.1 實驗方法

圖3 加入直接心室輔助的人體心血管模型程序界面Fig.3 User interface of human cardiovascular model with DMVA

本文的軟件模型均以圖2中加有直接心室輔助的人體循環(huán)系統(tǒng)電網(wǎng)絡(luò)模型為基礎(chǔ)，采用圖形化用戶界面友好的Delphi語言實現(xiàn)，成為可動態(tài)實時運(yùn)行的循環(huán)模型（如圖3）。仿真的對象是左心室局部缺血的心衰患者，設(shè)定缺血率為33%，通過將左心室的順應(yīng)性下降到正常值的33%來仿真[16]。對照組為正常人。心率保持為70 bps，心動周期為0.8 s，收縮占空比為40%，其中收縮約0.3s，舒張約0.5s。計算步長為0.001 s。在每一個時間間隔內(nèi)，從左右心室開始依次計算和更新每一個模塊的血壓和血流量。

軟件和硬件的接口以及對硬件系統(tǒng)的反饋控制采用Labview語言實現(xiàn)。杯形件的腔室內(nèi)壓和模擬心臟的心室壓由氣壓傳感器實時采集，通過NI的PCI6024E板卡上的模擬輸入端輸入到Labview程序進(jìn)行分析處理，而后通過DDE數(shù)據(jù)傳輸直接導(dǎo)入到人體模擬循環(huán)系統(tǒng)的Delphi程序中。由Delphi程序仿真得到的心功能參數(shù)經(jīng)過分析處理，作為反饋控制的參數(shù)也通過同樣的數(shù)據(jù)通道從板卡的模擬輸出端實時輸出。

需要注意，直接心室輔助裝置是通過直接加載外力作用于心肌表面實現(xiàn)輔助泵、回血的，因此必須嚴(yán)格控制與自然心率同步作用，否則可能會進(jìn)一步削弱心臟的泵血功能，甚至對心肌表面造成損傷。在本實驗中，同步控制信號由人體模擬循環(huán)系統(tǒng)的上位機(jī)軟件根據(jù)設(shè)定的心率、收縮期占空比等參數(shù)而定，并經(jīng)由NI板卡的AO端輸出。

開始實驗前，將輔助裝置的氣動杯形件通過柔性網(wǎng)袋固定在模擬心臟上，將模擬心臟的液囊充盈到體積最大狀態(tài)，同時讓輔助裝置的杯形件處于完全排空狀態(tài)，用真空泵抽氣的辦法使杯形件與模擬心臟外囊緊密貼合。開始實驗，通過程序控制，使模擬心臟工作在循環(huán)系統(tǒng)軟件模型設(shè)定的心衰狀態(tài)下。當(dāng)其血液動力學(xué)指標(biāo)趨于穩(wěn)定后，啟動氣動直接心室輔助系統(tǒng)，與自然心跳同步地施加輔助壓力，經(jīng)過4-5個心跳周期，整個系統(tǒng)重新歸為穩(wěn)態(tài)，此時開始記錄各種反映心功能的生理指標(biāo)。為了全面評估施加直接心室輔助的血液動力學(xué)效果，需要觀測的指標(biāo)包括：左右心室的壓力、容量、主動脈的壓力和心輸出量。此外，壓力容積環(huán)(P-V Loop)也是評價心臟血液動力學(xué)功能的有效手段。

2.2 實驗結(jié)果與討論

嚴(yán)重心力衰竭在輔助前后的心功能狀態(tài)可以從圖4-5中獲得。正常狀況下，主動脈高壓90～140 mmHg，低壓60～90 mmHg，左心室收縮壓略高于主動脈高壓，左心室舒張末期壓力為0～10 mmHg[18,19]。當(dāng)心力衰竭時，左心室舒張末期的壓力將高于17.97 mmHg。此外，當(dāng)心衰發(fā)生時，心肌收縮力下降，左心室舒張末期和收縮末期容積同時增加，此時P-V環(huán)面積較正常狀態(tài)相對減小[1]、[18]。嚴(yán)重心衰時的血液動力學(xué)仿真結(jié)果如圖4所示，左心室壓力最大約99.72 mmHg，左心室舒張末期壓力約21.21 mmHg，主動脈壓力在75.42～99.72 mmHg之間，這些結(jié)果均與文獻(xiàn)[1]、[18]、[19]的結(jié)論一致。通過半實物仿真施加直接心室輔助后的結(jié)果如圖5所示，左心室壓力最大值回升至124.45 mmHg, 左心室舒張末期壓力約為8.44 mmHg，主動脈壓力大約在90.70～124.45 mmHg之間，同時P-V環(huán)的面積也相對圖4心衰狀態(tài)有所增大，表明心輸出量也隨之增大。通過計算得出，加入心室輔助裝置前后的心輸出量由原先的4.52 L/min回升至5.65 L/min。這些也均與文獻(xiàn)[1]、[18]、[19]中的健康人血液動力學(xué)指標(biāo)相近似。

圖4 心力衰竭狀態(tài)下左心室壓、主動脈壓及左右心室壓力容積環(huán)曲線Fig.4 Left ventricular, arterial pressure and P-V loop of both ventricles under CHF

以上半實物仿真的結(jié)果表明該直接心室輔助裝置能夠有效地輔助心臟泵血，改善心衰病人的血液動力學(xué)指標(biāo), 如心輸出量的提升，對舒張期回血量的促進(jìn)等。在本心室輔助系統(tǒng)中，致動醫(yī)用電磁閥組件的響應(yīng)速度是關(guān)系到輔助裝置與心動周期同步的核心技術(shù)，必須結(jié)合電磁閥組的實際響應(yīng)性能調(diào)整觸發(fā)控制時機(jī)，適應(yīng)心律的不斷變化，準(zhǔn)確地實現(xiàn)與心動周期同步。

3 結(jié)論及展望

圖5 心衰狀態(tài)施加直接心室輔助下左心室壓、主動脈壓及左右心室壓力容積環(huán)曲線Fig.5 Left ventricular, arterial pressure and P-V loop of both ventricles under DMVA-assisted CHF

上述實驗證明了用半實物仿真的方式評估和改進(jìn)心室輔助裝置（尤其從控制方法的角度）的可行性和優(yōu)勢，與動物實驗相比，其重復(fù)性好，且方便建立不同心功能狀況的模型，可在短時間內(nèi)進(jìn)行大量的實驗；與純數(shù)學(xué)建模仿真相比，其建立在實體裝置的物理特性基礎(chǔ)上，實時呈現(xiàn)心室輔助裝置與心臟的動態(tài)交互作用。

在今后的工作中，用于半實物仿真的人體心血管系統(tǒng)模型可以進(jìn)一步細(xì)化，尤其是在輔助作用施加的心臟四個腔室部分。此外，還需補(bǔ)充冠脈循環(huán)單元，以分析輔助壓力對冠脈血流的影響。還可以進(jìn)一步考慮包括動脈反饋系統(tǒng)、心肺循環(huán)反饋系統(tǒng)和神經(jīng)系統(tǒng)對呼吸和心率耦合機(jī)制等在內(nèi)的一系列調(diào)節(jié)機(jī)制。當(dāng)然，模型的復(fù)雜化必須與計算的時效性相平衡，以實現(xiàn)實時反饋控制的半實物仿真的需求。

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