一种基于集总参数的人体呼吸系统模型

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呼吸系统模型。


背景技术：

2.人的呼吸系统由上呼吸道(环状软骨上方的区域)，下呼吸道，肺和呼吸肌组成。下呼吸道始于气管，延伸至支气管，细支气管和肺泡。在隆突处，气管分为左右两个主干支气管。支气管分叉成较小的细支气管，继续分支长达23代，形成了以肺泡终止的气管支气管树。肺泡导管和肺泡囊是与肺毛细血管进行气体交换的肺部操作单位。没有发生气体交换的前几代气道构成解剖学死腔，被称为传导区。相反，通气过程促进了肺泡-毛细血管的气体交换，该过程由肋间肌肉，inter肌和胸壁后坐力驱动。这些机制协同作用，以主动将新鲜空气驱入肺部，并被动地从肺部去除气体。附在胸壁上的是一层薄薄的膜(胸膜)，该膜折回其自身，形成两层，称为内脏和壁层胸膜。胸膜腔充满液体。该空间中的压力称为胸膜内压力，通常略低于大气压。即使没有吸气肌肉收缩，肺和胸壁之间的机械相互作用也会将两个胸膜拉开，导致胸膜内压力略有降低(-3cm h2o至-5cm h2o)。
3.隔膜充当呼吸肌，参与呼吸机驾驶员的机械操作。气管分支成右支气管和左支气管，每支进一步分叉成几代较小的细支气管。这些细支气管形成气管支气管树，终止于肺泡。呼吸系统通过通气和跨血气屏障(肺毛细血管-肺泡界面)的气体交换相结合，提供氧气并清除体内的废二氧化碳。呼吸系统设计为使用电模拟集总参数模型来模拟患者呼吸系统的通气行为(正压和负压)。呼吸模型采用现实的压力源信号和化学刺激反馈机制作为自发通风的驱动器。该模型可处理多种患者情况，包括张力性气胸和气道阻塞。
4.呼吸系统生理学模型分为肺通气模型、呼吸力学模型。肺通气模型针对肺通气的机械过程及机理进行建模。呼吸系统本身就是一个力学系统，呼吸系统的各部分间的作用力与反作用力遵从牛顿第三定律。呼吸系统生理学模型包括为一阶线性模型、r.w.jodat呼吸力学机械模型、r.m.peters的呼吸系统机械模型。
5.但上述模型在实际应用时，需要较大的计算负担来表征患者特定的呼吸力学。


技术实现要素：

6.本发明提供一种基于集总参数的人体呼吸系统模型，以解决现有技术中存在的计算负担较大的问题。
7.为了解决上述技术问题，本发明采用以下技术方案：
8.一种基于集总参数的人体呼吸系统模型，包括第一回路、第二回路以及第三回路；
9.所述第一回路上设置第一电阻器、第二电阻器、第三电阻器、第四电阻器、第一电容器、第二电容器、第三电容器、第四电容器，所述第一电阻器与第一回路的节点模拟右心房，所述第二电阻器与第一回路的节点模拟右心室，所述第三电阻器与第一回路的节点模拟左心房，所述第四电阻器与第一回路的节点模拟左心室，在第一电容器与第三电容器的
线路之间接入第一线路，所述第一线路与第一回路的节点模拟呼吸肌，所述第一线路上设置压力信号发生器；
10.所述第二回路上设置第一二极管、第五电阻器，所述第二回路接入所述第一回路，其中所述第二回路接在第一电容器与第二电容器之间的一端模拟右胸膜，所述第二回路接在第二电容器与第二电阻器之间的一端模拟右肺泡，所述第一二极管与第五电阻器之间的一个节点模拟右肺泡支链；
11.所述第三回路上设置第二二极管、第六电阻器，所述第三回路接入所述第一回路，其中所述第三回路接在第三电容器与第四电容器之间的一端模拟左胸膜，所述第三回路接在第四电容器与第四电阻器之间的一端模拟左肺泡，所述第二二极管与第六电阻器之间的一个节点模拟左肺泡支链。
12.进一步，在第一电阻器与第三电阻器之间接入第四线路，所述第四线路与第一回路的接触节点模拟气管叉隆凸，所述第四线路与第五线路的接触节点模拟口腔，所述第四线路上设置第九电阻器，所述第五线路上设置第十电阻器以及第五电容器，所述第十电阻器与所述第五电容器之间的一个节点模拟胃。
13.进一步，在模拟右胸膜的节点处接入第二线路，所述第二线路上设置第七电阻器以及第三二极管，所述第七电阻器与第三二极管之间的一个节点模拟右胸片。
14.进一步，在模拟左胸膜的节点处接入第三线路，所述第三线路上设置第八电阻器以及第四二极管，所述第八电阻器与第四二极管之间的一个节点模拟左胸片。
15.与现有技术相比，本发明的有益效果在于：
16.本发明所提出的呼吸模型提供了系统级的计算模型，可以实时模拟正常的肺生理和呼吸窘迫。该模型采用基于电路的集总参数数学模型，该模型允许以相对较低的计算负担来表征患者特定的呼吸力学。
附图说明
17.图1是本发明的一种基于集总参数的人体呼吸系统模型的电路图。
18.图2是本发明的总肺量与潮气量之间的关系图。
19.图3是本发明的经肺压与盖顿图经肺压对比图。
20.图4是本发明的引擎压力-容积曲线图。
21.图5是本发明的盖顿压力-容积曲线图。
具体实施方式
22.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。
23.本发明实施例提供一种基于集总参数的人体呼吸系统模型，如图1所示，该模型包括第一回路1、第二回路2以及第三回路3。
24.所述第一回路1上设置第一电阻器4、第二电阻器5、第三电阻器6、第四电阻器7、第一电容器8、第二电容器9、第三电容器10、第四电容器11，所述第一电阻器4与第一回路1的节点模拟右心房，所述第二电阻器5与第一回路1的节点模拟右心室，所述第三电阻器6与第
一回路1的节点模拟左心房，所述第四电阻器7与第一回路1的节点模拟左心室，在第一电容器8与第三电容器9的线路之间接入第一线路12，所述第一线路12与第一回路1的节点模拟呼吸肌，所述第一线路12上设置压力信号发生器13；
25.所述第二回路2上设置第一二极管14、第五电阻器15，所述第二回路2接入所述第一回路1，其中所述第二回路2接在第一电容器8与第二电容器9之间的一端模拟右胸膜，所述第二回路2接在第二电容器9与第二电阻器8之间的一端模拟右肺泡，所述第一二极管14与第五电阻器15之间的一个节点模拟右肺泡支链；
26.所述第三回路3上设置第二二极管16、第六电阻器17，所述第三回路3接入所述第一回路1，其中所述第三回3路接在第三电容器10与第四电容器11之间的一端模拟左胸膜，所述第三回路3接在第四电容器11与第四电阻器7之间的一端模拟左肺泡，所述第二二极管16与第六电阻器17之间的一个节点模拟左肺泡支链。
27.在第一电阻器4与第三电阻器6之间接入第四线路18，所述第四线路18与第一回路1的接触节点模拟气管叉隆凸，所述第四线路18与第五线路19的接触节点模拟口腔，所述第四线路18上设置第九电阻器20，所述第五线路19上设置第十电阻器21以及第五电容器22，所述第十电阻器21与所述第五电容器22之间的一个节点模拟胃。
28.在模拟右胸膜的节点处接入第二线路23，所述第二线路23上设置第七电阻器24以及第三二极管25，所述第七电阻器24与第三二极管25之间的一个节点模拟右胸片。
29.在模拟左胸膜的节点处接入第三线路26，所述第三线路26上设置第八电阻器27以及第四二极管28，所述第八电阻器27与第四二极管28之间的一个节点模拟左胸片。
30.基于上述人体呼吸系统模型的电路结构，下面本发明实施例将详细阐述该模型的工作原理。
31.机械通风的许多数学模型都采用集总参数模型，该参数模型表示整个通风过程，其中包含少量未知数。机械通风的最简单集总参数模型假设可以通过将肺泡的集合连接到大气并对管道施加气动阻力的管道来识别传导区域。这种类型的模型可以用较低的计算成本来解决，从而减少了运行时间。对于全身模型与仿真，这是重要的要求。集总参数模型的缺点可能在于所需的电路参数可能产生大量参数。识别任何模型的关键特征和行为以智能地减少所需参数的数量非常重要。
32.机械通风集总参数模型中最重要的参数对应于肺的弹性行为和气道的流动阻力。胸廓和肺组织表现出一种弹性行为，可以用一个或多个顺应性表示。顺应性c是通过将体积δv与压力δp变化之比计算为：
[0033][0034]
作为一阶近似，功能单元的体积可以近似为：
[0035]
v(p+δp)＝v(p)+cδp
[0036]
在呼吸系统中，流动阻力的主要来源来自流经传导区中分支的空气流。使用集总参数模型的数学模型为这些区域选择功能单元，并为气动阻力指定变量r。呼吸树上的压降δp因此可以通过使用欧姆定律类似物计算为
[0037]
δp＝rq
[0038]
其中q是体积流量。上述关系假设流动是层流的，气体是不可压缩的。对于层流，粘
性流和不可压缩流，hagen-poiseuille方程将流过长度为l且半径为r的圆柱管的流体中的压降δp关联为
[0039][0040]
其中μ是动态粘度。通过将流阻r定义为
[0041][0042]
可以推导出类似于欧姆定律的关系。
[0043]
呼吸模型将两个肺部和相关的气道表示为五个主要功能单元或隔室，分别指定为隆突，左右解剖学死腔以及左右肺泡。在模型中，隆鼻隔室代表气管气道的解剖区域。左右解剖学死腔室代表支气管及其分支的细支气管，它们是隆突下方的导气管的一部分。左右肺泡腔室对应于肺泡的集合，在气道与心血管系统之间发生气体交换。左右胸壁隔室分别代表胸壁的左右两侧。新模型还考虑了通过回路元件引起的胸膜腔，如果涉及到从肺泡或胸腔壁漏出气体的呼吸道损伤，则该回路元件允许流入胸膜腔。为了说明流过食道的流量(在机械通风(正压通气)期间可能发生的情况)，模型提供了代表食道和胃的下层隔室。该模型还包括代表呼吸肌压力源驱动器的压力信号发生器。该模型提供了代表食道和胃的下层隔室。该模型还包括代表呼吸肌压力源驱动器的压力信号发生器。该模型提供了代表食道和胃的下层隔室。该模型还包括代表呼吸肌压力源驱动器的压力信号发生器。
[0044]
呼吸系统的状态包括：预处理，过程和后处理。在“预处理”步骤中，更新合规性，比如如左胸腔和右胸腔的胸壁顺应性随体积而变，设置不同的条件和过程，可以基于损伤和干预来修改呼吸参数以及呼吸驱动器。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，物质体积和体积分数(浓度)也在此步骤中计算。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。评估被称为系统外部，以允许从多个系统中收集信息。呼吸系统包括肺功能测试评估。
[0045]
呼吸回路：呼吸系统指定一组功能元件或隔室，以模拟机械通风。功能元件由电阻，电容器，开关，二极管和电源组成的电模拟电路表示。后者代表来自呼吸肌的驱动压力。电阻器和电容器代表流经气道的阻力以及气道，肺泡和胸壁的弹性。
[0046]
主隔室和从属隔室的闭合回路如图1所示，描绘了作为呼吸系统驱动器的肌肉压力源，其中较大的努力被建模为较高的压力。除非因损伤和干预而改变，否则下级隔室具有“无限大”的电阻器，并且表现为断开的电气开关。
[0047]
呼吸回路采用回路节点和路径来表示属于呼吸系统功能单元的生理状态变量。在这种表示形式中，跨隔室单元的压力指定给节点，而所有其他变量(流量，体积，液力阻力和顺应性)分配给回路上的路径。在任何时刻，流程q电阻两端的路径上r可以利用压力差来计算δp跨过路径作为节点之间的q＝δp/r。类似地，可以基于压力差δp来计算具有顺应性c的呼吸元件的体积变化δv路径连接的节点之间的距离为δv＝cδp。
[0048]
标准肺容积和容量：在正常和深呼吸周期的不同阶段测量了许多标准肺容量和容量。吸气储备量(irv)，潮气量(v t)，呼气储备量(erv)和残留量(rv)对应于四个标准肺量。
吸气量(ic)，强迫残气量(frc)，肺活量(v c)和总肺活量(tlc)是由两个或多个标准肺活量组成的四个标准肺活量。这些体积和容量可以很好地诊断肺功能，呼吸模型会将其值报告为输出。
[0049]
erv＝frc-rv。
[0050]
总肺量与潮气量之间的关系图如图2所示。
[0051]
经肺压：定义为肺泡压力与胸膜内压力之差。呼吸系统从肺泡压和胸膜内压的计算值中得出经肺压。肺泡压力是通过取左、右肺泡压力的平均值获得的。
[0052]
压力-体积(pv)曲线：表征肺弹性行为的一种方法是使用将肺体积变化与胸膜压力变化相关的图表。健康人的压力-体积曲线在吸气和呼气阶段显示出滞后现象。呼吸模型中提取的数据的压力-容积如图3所示。为了进行比较，该图还显示了从文献中复制的pv图。这些图显示了一个呼吸周期的肺容量变化与胸膜压力的关系图。该模型的胸膜压力是左右胸膜压力的平均值。肺体积变化对应于整个呼吸周期中总肺体积的变化。呼吸模型模仿了pv曲线的预期滞后现象，如图4和图5所示。
[0053]
交互关系：呼吸系统与其他生理系统直接或间接地通过涉及气体传输和交换的过程相互作用，包括天然气体传输，环境，肺泡气体交换，药物作用，代谢作用，麻醉机连接。
[0054]
条件：通过设定不同条件可以模拟呼吸系统的不同状况：包括慢性阻塞性肺疾病，心大叶性肺炎，肺纤维化，肺泡交互受损。
[0055]
动作：也可以采取不同的动作模拟心血管：包括心气道阻塞，支气管收缩，气管插管，急性哮喘，张力性气胸。
[0056]
干预措施：包扎敷料，针减压，机械通风，补充氧气。
[0057]
综上所述，呼吸模型提供了系统级的计算模型，可以实时模拟正常的肺生理和呼吸窘迫。该模型采用基于电路的集总参数数学模型，该模型允许以相对较低的计算负担来表征患者特定的呼吸力学。通过气体交换和呼吸窘迫调节剂将呼吸系统与循环系统耦合，可以可靠地预测呼吸对血液动力学变量的影响。
[0058]
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。