CN110211464A - 一种壁冠状动脉周向应力体外模拟系统 - Google Patents

Abstract

本发明涉及一种壁冠状动脉周向应力体外模拟系统，包括壁冠状动脉血液循环模拟子系统和周向应力体外加载子系统，壁冠状动脉血液循环模拟子系统利用调速电机通过主轴为心泵提供动力，心泵产生的脉动流经过蓄能器流向实验段和分支中，实验段和分支后端接有负载，脉动流经负载后回到储液槽中，实验段中心肌桥压块置于管道的径向两侧，由电机驱动，该子系统采集心肌桥压迫壁冠状动脉时血液动力学相关参数，而周向应力加载子系统由单片机控制伺服电机转动，硅胶片一端固定，另一端与滑块相连，伺服电机带动滑块在平行直线导轨上平动，进而实现对硅胶片的拉伸。与现有技术相比，本发明具有适用性更强、模拟与加载与真实环境更加接近等优点。

Description

一种壁冠状动脉周向应力体外模拟系统

技术领域

本发明涉及体外模拟医疗设备技术领域，尤其是涉及一种壁冠状动脉周向应力体外模拟系统。

背景技术

壁冠状动脉是指被心肌桥覆盖的冠状动脉。大量研究表明，心肌桥压迫冠状动脉可能会导致冠状动脉壁结构发生变化，冠状动脉内血液动力学局部异常。力学因素影响着机体的生物学进程，力学对机体的诸多影响因素中包含着对血液循环整个过程的影响，包括血液的流动，血液和血管间的相互作用以及血细胞和血管的变形等。因此，血液动力学因素在人体血管系统的生理和病理研究中起着至关重要的作用。冠状动脉造影、腔内超声以及腔内多普勒频谱检查等现代医学技术的出现为临床观察和评价心肌桥导致的壁冠状动脉血液动力学改变提供一些途径。但由于本身固有的一些局限性使得临床观察和在体研究还存在一些局限。同时临床或动物实验研究对象的个体差异使得研究的系统性受到影响且难以进行定量研究，目前阶段大多致力于建立壁冠状动脉血管血液动力学体外模拟平台。

心肌桥的存在使得壁冠状动脉除了承受在体动脉均承受的三维应力之外，还有来自心肌桥的周期性压迫。现有的技术并不能实现壁冠状动脉周向应力的体外加载。现有的壁冠状动脉的血液动力学体外模拟装置仅限于通过体外模拟血液循环过程大致测量壁冠状动脉的血液动力学参数，而对于壁冠状动脉以及血管内细胞等的形态的改变、受力状态和结构与功能上的损伤等无法进行深入的观测和研究。而血管张应力体外加载装置只能实现特定值张应力、张应变或者某一范围内周期(正弦波等)变化的张应力、张应变内的模拟。

发明内容

本发明的目的就是为了克服上述现有技术存在的缺陷而提供一种壁冠状动脉周向应力体外模拟系统。

本发明的目的可以通过以下技术方案来实现：

一种壁冠状动脉周向应力体外模拟系统，包括用以模拟心肌桥压迫对壁冠状动脉内血流、正压力、周向应力、切应力的影响的壁冠状动脉血液循环模拟子系统和用以加载壁冠状动脉血液循环模拟子系统测得的相应的周向应力/应变变化曲线的周向应力体外加载子系统，所述的壁冠状动脉血液循环模拟子系统包括测量模块、模拟血流循环模块和心肌桥模块，所述的模拟血流循环模块与心肌桥模块通过实验段连接，所述的测量模块设置在实验段上，所述的周向应力体外加载子系统包括机械模块、控制模块和电源模块，所述的机械模块包括伺服电机、与伺服电机连接的硅胶片滑动机构，所述的控制模块与伺服电机连接，所述的控制模块与壁冠状动脉血液循环模拟子系统的测量模块连接，所述的电源模块控制整个系统的工作与非工作状态。

所述的模拟血流循环模块包括调速电机、主轴、心泵、蓄能器和储液槽，所述的调速电机通过主轴为心泵提供动力，通过调整心泵的脉动频率，模拟不同的心率，所述的心泵产生的脉动流经过蓄能器流向实验段和分支中，实验段和分支的后端均连接负载，脉动流经过负载后返回至储液槽中。

所述的心肌桥模块为一个密闭恒温箱体，该箱体内设有硅胶管、液体流入口、液体流出口和密封腔，液体流入口、液体流出口通过接口与模拟血流循环模块组合，形成一个循环的回路，所述的密封腔内设有所述的实验段，所述的实验段包括模拟壁冠状动脉、设置在模拟壁冠状动脉2的径向两侧的心肌桥压块，用以驱动心肌桥压块按照预设压迫程度沿导轨直线往复运动压迫模拟壁冠状动脉的驱动电机，所述的驱动电机设置在箱体外部。

优选地，所述的测量模块包括实验段入口的压力传感器、温差传感器，实验段两端的压差传感器以及实验段后端、负载后端的流量传感器。

优选地，所述的硅胶片滑动机构包括底座、硅胶片、硅胶固定架、拉力块、S型拉压力传感器、滚珠丝杆、丝杆固定轴承座、滑块、平行直线导轨和接近开关，所述的底座上固定平行直线导轨和丝杆固定轴承座，所述的滚珠丝杆设于丝杆固定轴承座上，滚珠丝杆的一端与伺服电机连接，另一端连接滑块，所述的滑块设于平行直线导轨上，所述的硅胶固定架的一端固定在滑块上，另一端固定在底座上，所述的拉力块固定在滑块上方，拉力块固定所述的硅胶片的一端，所述的硅胶片的另一端固定在硅胶固定架上，所述的S型拉压力传感器设于拉力块上，并与拉力块连接，所述的接近开关固定在底座上，接近开关与滑块的运动方向平行放置。

优选地，所述的控制模块包括上位机、单片机ATMEGA328P-PU和交流伺服驱动器，所述的上位机与单片机ATMEGA328P-PU连接，所述的单片机ATMEGA328P-PU与测量模块连接，所述的接近开关与单片机ATMEGA328P-PU的开发板直接连接，所述的单片机ATMEGA328P-PU通过交流伺服驱动器控制伺服电机转动。

优选地，所述的电源模块包括用以控制整个模拟系统的工作与非工作状态的电源总开关以及用以实现交直流电压变换的开关电源。

优选地，所述的接近开关包括一个常开接近开关和一个常闭接近开关，常开接近开关与单片机ATMEGA328P-PU连接，当硅胶片通过滑块拉伸到最大限位长度时，常开接近开关熄灭，将信息反馈至单片机ATMEGA328P-PU，控制伺服电机停转以达到拉伸限位的目的，常闭接近开关调节硅胶片的初始零位，当滑块靠近常闭接近开关，常闭接近开关发亮，伺服电机回归零位。

本发明系统的工作原理为：

利用壁冠状动脉血液循环模拟子系统进行心肌桥压迫对壁冠状动脉内血流、正压力、周向应力、切应力的模拟实验，实验确定的周向应力的变化波形在周向应力加载子系统中进行加载，获取的对应的周向应力/应变变化规律的表达式为：

E＝σ/ε

式中，E为弹性模量，σ为应力，σ为应变；

由上式得到对应的周向应力/应变变化规律，通过上位机输入周向应力/应变变化波形，与单片机ATMEGA328P-PU实现通讯，再由单片机ATMEGA328P-PU发送脉冲给交流伺服驱动器，交流伺服驱动器控制伺服电机(8)转动，实现壁冠状动脉周向应力的体外加载。

周向应力σ_θ结合正应力计算获得，其计算式为：

式中，q₁为血管管壁内压强，q₂为血管管壁外压强；r₀为加载后外半径，r_i为加载后内半径，r为加载后任意处半径；

设加载后硅胶管内径和外径分别为r_i(t)和r₀(t)，硅胶管的初始内径和外径分别为R₀和R_i，由硅胶管的不可压特性可知：

λ_zπ(r₀ ²-r_i ²)＝π(R₀ ²-R_i ²)

则加载情况下硅胶管内径和外径的关系为：

式中，λ_z为硅胶管的轴向伸长比。

与现有技术相比，本发明具有以下优点：

一、本发明系统结合了壁冠状动脉血液循环模拟子系统和周向应力体外加载子系统，周向应力体外加载子系统的控制模块与壁冠状动脉血液循环模拟子系统的测量模块连接，通过将壁冠状动脉血液循环模拟子系统测得的相应的周向应力/应变变化曲线加载到周向应力加载子系统中，利用上位机控制单片机ATMEGA328P-PU来实现对伺服电机的控制，从而实现壁冠状动脉周向应力的体外模拟，相比于现有技术，本发明对于壁冠状动脉以及血管内细胞等的形态的改变、受力状态和结构与功能上的损伤等情况都可以进行深入的实验和探究，适用性更强；

二、壁冠状动脉血液循环子系统研究心肌桥压迫对壁冠状动脉内血流、正压力、周向应力、切应力的影响，而血管张应力体外加载装置研究弹性基底上的张应力、张应变分布，只能实现相应张应力、张应变下的模拟，本发明可实现将壁冠状动脉血液循环模拟子系统测得的相应的周向应力/应变变化曲线进行加载，模拟与加载实现了与真实环境更加接近的效果，为临床诊治提供了有力参考。

附图说明

图1为本发明中壁冠状动脉血液循环模拟子系统的结构框图；

图2为本发明壁冠状动脉血液循环模拟子系统的实验段三维结构示意图；

图3为图2的主视剖面结构示意图；

图4为图2的俯视剖面结构示意图；

图5为本发明中周向应力加载子系统的结构框图；

图6为本发明中周向应力加载子系统的三维结构图；

图7为图6的俯视剖面结构示意图；

图中标号所示：

1、心肌桥压块，2、模拟壁冠状动脉，3、驱动电机，4、支撑板，5、密封腔，6、箱盖，7、固定螺栓，8、伺服电机，9、滚珠丝杆、10、底座，11、硅胶固定架，12、平行直线导轨，13、滑块，14、硅胶片，15、S型拉压力传感器，16、丝杆固定轴承座，17、接近开关，18、拉力块。

具体实施方式

下面结合附图和具体实施例对本发明进行详细说明。显然，所描述的实施例是本发明的一部分实施例，而不是全部实施例。基于本发明中的实施例，本领域普通技术人员在没有做出创造性劳动的前提下所获得的所有其他实施例，都应属于本发明保护的范围。

本发明涉及一种壁冠状动脉周向应力体外模拟系统，该系统由壁冠状动脉血液循环模拟子系统和周向应力体外加载子系统共同组成。

壁冠状动脉血液循环模拟子系统包括测量模块、模拟血流循环模块和心肌桥模块，模拟血流循环模块与心肌桥模块通过实验段连接。模拟血流循环模块由调速电机、主轴、心泵、蓄能器、储液槽组成。如图1所示，调速电机通过主轴为心泵提供动力，通过调整心泵的脉动频率，模拟不同的心率。心泵产生的脉动流经过蓄能器流向实验段和分支中，实验段和分支后端均接有负载，脉动流经过负载后又回到储液槽中。蓄能器采用气液式结构，可以调节气液比，从而实现对高低血压幅度的调节。

如图2、图3、图4所示，心肌桥模块的主体为一个密闭恒温箱体，箱体内装有圆管流动腔(硅胶管)和心肌桥压块1。箱体内有液体流入口和流出口，通过接口与模拟血流循环模块组合，形成一个循环的回路，为整个模块提供接近在体的三维流场。箱体中有气体流入口，通过外接的空气压缩机、储气罐、比例压力阀将气体通入箱体内。这一系列部件用来实现管道外部压力的调节与稳定，为测量模块的压力传感器和压差传感器提供一个稳定测量的环境。箱体内部装有密封腔5，箱盖6通过固定螺栓7固定在密封腔5顶部。密封腔5由支撑板4围成，密封腔5内设置实验段。实验段中的心肌桥压块1至于模拟壁冠状动脉2的径向两侧，并由箱体外部的驱动电机3驱动心肌桥压块1按照预设压迫程度沿导轨直线往复运动压迫模拟壁冠状动脉2。心肌桥压块1压迫宽度的调节以及压迫程度的调节可分别通过更换不同尺寸的压块和改变驱动电机3的形成来实现。

测量模块由实验段入口的压力传感器、温差传感器，实验段两端的压差传感器，以及实验段负载后端的流量传感器组成。图1中的测点1设置在实验段入口，测点1处放置近端压力传感器、温差传感器，实验段两端设置压差传感器，测点2设置在实验段出口，实验段出口的负载B后端设置流量传感器。

血管的正应力的获得是由压力传感器(测点1)直接测得，而远端正应力通过测点1的压力传感器数值减去压差传感器(测点1、2间)数值获得。

周向应力的获得是结合正应力计算出来的，计算方法：

式中：q₁为血管管壁内压强，q₂为血管管壁外压强；r₀为加载后外半径，r_i为加载后内半径，r为加载后任意处半径。

心肌桥压迫实验中，弹性管的管径是随着压力波的变化而变化的，记加载后硅胶管内径和外径分别为r_i(t)和r₀(t)，管的初始内径和外径分别为R₀和R_i，由硅胶管的不可压特性可知：

λ_zπ(r₀ ²-r_i ²)＝π(R₀ ²-R_i ²)

则加载情况下硅胶管内径和外径的关系为：

式中：q₁可调节后负载确定，并由压力传感器测得；q₂可通过空气压缩机和比例压力阀确定，并由压力传感器测得；管壁外径r₀变化情况可用平行光摄像仪测得。据此可计算周向应力σ_θ的值，并确定周向应力的变化规律。λ_z为硅胶管的轴向伸长比。

周向应力体外加载子系统采用机电一体化设计，包括机械模块、电源模块、控制模块。机械模块包括伺服电机8、S型拉压力传感器15、滚珠丝杆9、丝杆固定轴承座16、两个滑块13、固定架、两个拉力块18、底座10、硅胶片14、硅胶固定架11、两根平行直线导轨12和接近开关17。其中，底座10上固定两根平行直线导轨12和丝杆固定轴承座16，丝杆固定轴承座16设置在平行直线导轨12之间，两根滚珠丝杆9穿过丝杆固定轴承座16，滚珠丝杆9的一端与伺服电机8连接，另一端连接滑块13。两根滑块13分别设置在两根平行直线导轨12上，通过伺服电机8的带动在导轨上滑动。固定架11的一端固定在滑块13上，另一端固定在底座10上。拉力块18上固定了硅胶片14的一端，作用是拉伸硅胶片14。拉力块18通过螺纹孔固定在滑块13上方，由滑块13带动拉力块18对硅胶片14施加拉力。两个拉力块18之间设置S型拉压力传感器15，拉力块18与S型拉压力传感器15连接。接近开关17固定在底座10边缘的中心位置处，接近开关17与滑块13的侧端设有一段空隙，并与滑块13的运动方向平行放置。

控制模块包括上位机、交流伺服驱动器、单片机ATMEGA328P-PU。控制模块与壁冠状动脉血液循环模拟子系统的测量模块连接，使壁冠状动脉血液循环模拟子系统测得的相应的周向应力/应变变化曲线加载到周向应力加载子系统中。上位机与单片机ATMEGA328P-PU连接，接近开关17与单片机ATMEGA328P-PU开发板直接相连。电源模块由电源总开关和开关电源组成。电源总开关用于控制整个装置的工作与非工作状态，开关电源工作在开关状态，可实现交直流电压变换，输出电压可调且能自动稳压。

由单片机ATMEGA328P-PU发脉冲给交流伺服驱动器，交流伺服驱动器控制伺服电机8转动。伺服电机8与交流伺服驱动器形成信息反馈，即伺服电机8尾部的光电编码器将速度信息等反馈给交流伺服驱动器，交流伺服驱动器将反馈值与目标值相比较之后再次控制伺服电机8转子的转动，由此形成闭环控制，实现了电机旋转角度和转动速度的高精度控制。硅胶片14一端固定，另一端与滑块13相连。伺服电机8带动滑块13在平行直线导轨12上平动，从而实现拉力块18对硅胶片14的拉伸。

壁冠状动脉血液循环模拟子系统测得的相应的周向应力/应变变化曲线加载到周向应力加载子系统中，通过上位机控制单片机ATMEGA328P-PU开发板来实现对伺服电机8的控制，从而实现壁冠状动脉周向应力的体外模拟。

将壁冠状动脉血液循环模拟子系统实验确定的周向应力的变化波形在周向应力加载子系统中进行加载。首先对周向应力加载子系统中硅胶片14进行弹性力学特性进行分析。在实验设置的拉伸率范围内对多组硅胶片14进行拉伸试验，经过重复拉伸试验测出硅胶片14的弹性模量和泊松比。根据下式得到对应的周向应力/应变变化规律：

E＝σ/ε

式中，E为弹性模量，σ为应力，σ为应变。由上式得到对应的周向应力/应变变化规律。通过上位机输入周向应力/应变变化波形，与单片机ATMEGA328P-PU开发板实现通讯，再由单片机ATMEGA328P-PU发脉冲给交流伺服驱动器，交流伺服驱动器控制伺服电机8转动，实现壁冠状动脉周向应力的体外加载。

上述周向应力加载子系统中选用了两个接近开关17，一个常开另外一个常闭，常开接近开关与单片机ATMEGA328P-PU开发板直接相连，硅胶片14最大拉伸值的限位时，该常开接近开关熄灭，将信息反馈给单片机ATMEGA328P-PU，控制伺服电机8停转以达到拉伸限位的目的。常闭接近开关用于硅胶片14初始零位的调节，当滑块13靠近此接近开关，此接近开关发亮，伺服电机8回零位。

上述周向应力加载子系统中工作状态中，拉力块18的拉力由S型拉压力传感器15进行采集，传送到单片机ATMEGA328P-PU开发板，单片机ATMEGA328P-PU开发板将S型拉压力传感器15采集到的电信号进行处理，通过USB转换接口将信号传送至上位机。

以上所述，仅为本发明的具体实施方式，但本发明的保护范围并不局限于此，任何熟悉本技术领域的工作人员在本发明揭露的技术范围内，可轻易想到各种等效的修改或替换，这些修改或替换都应涵盖在本发明的保护范围之内。因此，本发明的保护范围应以权利要求的保护范围为准。

Claims (10)

1.一种壁冠状动脉周向应力体外模拟系统，其特征在于，该系统包括用以模拟心肌桥压迫对壁冠状动脉内血流、正压力、周向应力、切应力的影响的壁冠状动脉血液循环模拟子系统和用以加载壁冠状动脉血液循环模拟子系统测得的相应的周向应力/应变变化曲线的周向应力体外加载子系统，所述的壁冠状动脉血液循环模拟子系统包括测量模块、模拟血流循环模块和心肌桥模块，所述的模拟血流循环模块与心肌桥模块通过实验段连接，所述的测量模块设置在实验段上，所述的周向应力体外加载子系统包括机械模块、控制模块和电源模块，所述的机械模块包括伺服电机(8)、与伺服电机(8)连接的硅胶片滑动机构，所述的控制模块与伺服电机(8)连接，所述的控制模块与壁冠状动脉血液循环模拟子系统的测量模块连接，所述的电源模块控制整个系统的工作与非工作状态。

2.根据权利要求1所述的一种壁冠状动脉周向应力体外模拟系统，其特征在于，所述的模拟血流循环模块包括调速电机、主轴、心泵、蓄能器和储液槽，所述的调速电机通过主轴为心泵提供动力，通过调整心泵的脉动频率，模拟不同的心率，所述的心泵产生的脉动流经过蓄能器流向实验段和分支中，实验段和分支的后端均连接负载，脉动流经过负载后返回至储液槽中。

3.根据权利要求2所述的一种壁冠状动脉周向应力体外模拟系统，其特征在于，所述的心肌桥模块为一个密闭恒温箱体，该箱体内设有硅胶管、液体流入口、液体流出口和密封腔，液体流入口、液体流出口通过接口与模拟血流循环模块组合，形成一个循环的回路，所述的密封腔内设有所述的实验段，所述的实验段包括模拟壁冠状动脉(2)、设置在模拟壁冠状动脉2的径向两侧的心肌桥压块(1)，用以驱动心肌桥压块(1)按照预设压迫程度沿导轨直线往复运动压迫模拟壁冠状动脉(2)的驱动电机(3)，所述的驱动电机(3)设置在箱体外部。

4.根据权利要求3所述的一种壁冠状动脉周向应力体外模拟系统，其特征在于，所述的测量模块包括实验段入口的压力传感器、温差传感器，实验段两端的压差传感器以及实验段后端、负载后端的流量传感器。

5.根据权利要求1所述的一种壁冠状动脉周向应力体外模拟系统，其特征在于，所述的硅胶片滑动机构包括底座(10)、硅胶片(14)、硅胶固定架(11)、拉力块(18)、S型拉压力传感器(15)、滚珠丝杆(9)、丝杆固定轴承座(16)、滑块(13)、平行直线导轨(12)和接近开关(17)，所述的底座(10)上固定平行直线导轨(12)和丝杆固定轴承座(16)，所述的滚珠丝杆(9)设于丝杆固定轴承座(16)上，滚珠丝杆(9)的一端与伺服电机(8)连接，另一端连接滑块(13)，所述的滑块(13)设于平行直线导轨(12)上，所述的硅胶固定架(11)的一端固定在滑块(13)上，另一端固定在底座(10)上，所述的拉力块(18)固定在滑块(13)上方，拉力块(18)固定所述的硅胶片(14)的一端，所述的硅胶片(14)的另一端固定在硅胶固定架(11)上，所述的S型拉压力传感器(15)设于拉力块(18)上，并与拉力块(18)连接，所述的接近开关(17)固定在底座(10)上，接近开关(17)与滑块(13)的运动方向平行放置。

6.根据权利要求5所述的一种壁冠状动脉周向应力体外模拟系统，其特征在于，所述的控制模块包括上位机、单片机ATMEGA328P-PU和交流伺服驱动器，所述的上位机与单片机ATMEGA328P-PU连接，所述的单片机ATMEGA328P-PU与测量模块连接，所述的接近开关(17)与单片机ATMEGA328P-PU的开发板直接连接，所述的单片机ATMEGA328P-PU通过交流伺服驱动器控制伺服电机(8)转动。

7.根据权利要求6所述的一种壁冠状动脉周向应力体外模拟系统，其特征在于，所述的电源模块包括用以控制整个模拟系统的工作与非工作状态的电源总开关以及用以实现交直流电压变换的开关电源。

8.根据权利要求6所述的一种壁冠状动脉周向应力体外模拟系统，其特征在于，所述的接近开关(17)包括一个常开接近开关和一个常闭接近开关，常开接近开关与单片机ATMEGA328P-PU连接，当硅胶片(14)通过滑块(13)拉伸到最大限位长度时，常开接近开关熄灭，将信息反馈至单片机ATMEGA328P-PU，控制伺服电机(8)停转以达到拉伸限位的目的，常闭接近开关调节硅胶片(14)的初始零位，当滑块(13)靠近常闭接近开关，常闭接近开关发亮，伺服电机(8)回归零位。

9.根据权利要求1-8任一项所述的一种壁冠状动脉周向应力体外模拟系统，其特征在于，该系统的工作原理为：

利用壁冠状动脉血液循环模拟子系统进行心肌桥压迫对壁冠状动脉内血流、正压力、周向应力、切应力的模拟实验，实验确定的周向应力的变化波形在周向应力加载子系统中进行加载，获取的对应的周向应力/应变变化规律的表达式为：

E＝σ/ε

式中，E为弹性模量，σ为应力，σ为应变；

由上式得到对应的周向应力/应变变化规律，通过上位机输入周向应力/应变变化波形，与单片机ATMEGA328P-PU实现通讯，再由单片机ATMEGA328P-PU发送脉冲给交流伺服驱动器，交流伺服驱动器控制伺服电机(8)转动，实现壁冠状动脉周向应力的体外加载。

10.根据权利要求9所述的一种壁冠状动脉周向应力体外模拟系统，其特征在于，周向应力σ_θ结合正应力计算获得，其计算式为：

式中，q₁为血管管壁内压强，q₂为血管管壁外压强；r₀为加载后外半径，r_i为加载后内半径，r为加载后任意处半径；

设加载后硅胶管内径和外径分别为r_i(t)和r₀(t)，硅胶管的初始内径和外径分别为R₀和R_i，由硅胶管的不可压特性可知：

λ_zπ(r₀ ²-r_i ²)＝π(R₀ ²-R_i ²)

则加载情况下硅胶管内径和外径的关系为：

式中，λ_z为硅胶管的轴向伸长比。