(整理)血液动力学模型
血液动力学
血液动力学(hemodynamics)-血液动力学是研究血液和血流的物理现象的科学血液动力学(hemodynamics)-血液动力学是研究血液和血流的物理现象的科学，是涉及流体力学、物理学、解剖学、生理学的边缘学科。
血液动力学的主要研究内容包括血管中的液体定常流、血液的黏性特点、循环系统中的湍流和扰动流型、脉动流的剖面、脉搏波形的数值分析、动脉管壁的弹性特点、弹性血管中的脉动流、波的反射、波速和衰减、监测人体心输出量的方法以及各种仪器的应用。
应用各种仪器测量数据，进行数学分析，假设的公式化及再用实验来检验或修正原来的假设，按照有依据的物理定律来解释各种循环现象，是血液动力学的研究特点。
学术术语来源——颈动脉血液动力学的数值模拟文章亮点：1 既往很多研究者建立人体真实动脉模型，使用计算流体力学从不同方面研究个体实例动脉的血液动力学，具有很大的临床意义。
但由于个体差异的多样性，例如颈动脉几何形状的差异，血流量的不同等，该方法有其自身的局限性。
2 本文建立标准性颈动脉分叉TF-AHCB数值模型，采用不同脉动入口条件和出口流量分配比，数值模拟颈动脉分叉管内流场，计算血液动力学参数，包括速度、壁面剪切力等。
结合数值计算结果，不同角度分析其与动脉粥样硬化的关系，对研究颈动脉粥样硬化的发病机制和治疗具有重要意义。
关键词：组织构建；组织工程；颈动脉；入口条件；血液动力学；三维模型；物理模型；ANSYS；动脉粥样硬化；数值模拟主题词：血流动力学；颈动脉；计算机，模拟摘要背景：由于颈动脉个体差异的多样性，血流量的不同等，因此建立人体真实动脉模型有其自身的局限性。
目的：分析不同颈总动脉脉动入口波形和内外颈动脉出口流量分配比对颈动脉血液动力学的影响。
方法：建立标准性颈动脉音叉式分叉TH-AHCB三维模型。
采用不同脉动入口条件和出口流量分配比，利用ANSYS流体分析软件数值模拟颈动脉分叉管内流场，计算血液动力学参数，包括速度、壁面剪切力(WSS)等，结合数值计算结果，不同角度分析其与动脉粥样硬化的关系。
血液动力学模型
血液动力学模型血液动力学模型是一种用于描述和分析心血管系统功能的模型。
通过模拟血液在心血管系统中的流动，血液动力学模型可以帮助我们理解血液循环中的各种生理参数，如血压、心脏泵血能力以及血管的阻力等。
这种模型为研究心血管疾病的发病机制、指导临床诊断和治疗策略提供了重要的理论基础和工具。
一、血液动力学模型的基本原理血液动力学模型根据血液的流动特性和心血管系统的解剖结构建立起数学模型。
在模型中，我们通常将心脏视为一个泵，将血管看作是一种阻力元件，通过描述泵的流量和血管的阻力，我们可以推导出血液循环中各个组织器官的血流动力学参数。
常用的血液动力学模型包括流体动力学模型和电路模型。
流体动力学模型是一种基于输运方程和质量守恒定律的模型，通过求解这些方程可以得到血液在心血管系统中的流速、压力等参数。
这种模型考虑了心脏和血管的解剖结构以及流体的运动方程，因此在模拟复杂的流动现象时具有比较高的准确性。
电路模型则是一种将心血管系统抽象为电路的模型。
通过将心脏视为电池、血管视为电阻、血流视为电流，我们可以利用电路理论来描述血液流动的特性。
电路模型简化了血液动力学模型的计算过程，便于分析和模拟不同情况下的血流动力学参数变化。
二、血液动力学模型的应用血液动力学模型在临床医学中具有广泛的应用价值。
通过模拟和分析血液循环中的动力学参数，我们可以深入了解心血管系统的功能状态，从而对心脏病、高血压、动脉硬化等疾病的发病机制及其影响进行研究。
例如，在研究心脏病时，血液动力学模型可以帮助我们评估心脏泵血能力的变化。
通过模拟心脏瓣膜的关闭和开启动作、心肌收缩和舒张过程，我们可以计算出心脏的每搏输出量、心脏指数等参数，用于评估心脏的功能状态。
这对于诊断心力衰竭、心肌缺血等心脏疾病具有重要的临床意义。
血液动力学模型还可以用于指导心血管疾病的治疗策略。
通过模拟不同治疗手段对血流动力学参数的影响，我们可以评估治疗效果，并优化治疗方案。
例如，在介入治疗中，我们可以模拟支架植入、血管成形术等手术操作对血管阻力的改变，进而评估手术效果和预测并发症的风险。
血液动力学
血液循环系统由心脏、血液和血管构成。与一般的流体动力系统相比，血液循环系统具有许多特点。首先， 血管是有无数分支的弹性管,血管在维持整体性同时将血液输送至全身各个器官。其次，血液是一种含有大量固体 成分（血细胞）的悬浮液，血液包含了细胞，蛋白质，低密度脂质以及输送养分和排放废物所需的离子。红细胞 占整个血液体积的大约40%左右。在大多数动脉中，血液表现为牛顿流体特征，正常红细胞压积状态下，血液黏 度为4厘泊（cP）。血液的非牛顿粘性流体特征则是生物流变学的研究范畴，已有大量研究。而心脏是一个受神 经-体液因素控制、结构极为复杂的泵，心脏泵的周期运动在动脉内产生了脉动条件。因此，血液流动不能完全简 单地看成定常流，而是脉动流。
1-3动脉瘤 1-4支架治疗
1动脉系统
劲动脉分叉，腹主动脉，左冠状动脉，心脏及近端主动脉是较易产生病变的部位，因此，这些部位的正常及 病理状态下的血液动力学特性就成为重点。
研究表明，血液动力学因素，如壁面剪切应力（WSS）、壁面切应力梯度（WSSG）、流动分离、二次流等， 对动脉血管内皮细胞损伤、动脉内膜加厚、内膜平滑肌细胞增生以及血细胞聚集等都有重要影响。
总之，支架疗效受到诸多因素影响，如支架形状（螺旋状、格状）、支架丝直径、通透率、支架放置位置、 动脉瘤形位特征和病变程度、局部血液动力学及支架伸缩性等。考察支架设计的力学因素及支架植入后对血液动 力学的影响，有助于介入治疗方案的设计。
血液循环动力学特性分析及心血管健康评估模型
血液循环动力学特性分析及心血管健康评估模型血液循环动力学是指血液在心血管系统中流动的力学规律以及相关参数的研究。
心血管系统是人体内最重要的系统之一，它确保了氧气和营养物质的输送、代谢产物的清除以及激素和免疫细胞的传递。
心血管疾病是造成全球死亡和残疾的主要原因之一，因此，了解血液循环动力学特性对于心血管健康评估和疾病预防至关重要。
血液循环动力学特性可以通过多种方法进行评估，包括非侵入性和侵入性技术。
非侵入性技术包括超声心动图和核磁共振成像，这些方法可以提供心脏结构和功能的信息。
侵入性技术包括导管检查和心导管术，可以提供更详细和准确但较为创伤的血流动力学参数。
血流动力学参数包括心输出量、心脏收缩力、周围阻力和血流速度等。
心输出量是指单位时间内从心脏每分钟泵出的血液量，它是评估心血管系统功能的重要指标。
心脏收缩力是心脏收缩产生的力量，它取决于心肌的收缩能力和负荷情况。
周围阻力是循环系统中血管对血液流动的阻力，它受血管的直径、长度和血液的黏稠度等因素的影响。
血流速度是血液在血管中流动的速度，它反映了血液的流动性和血管的阻力。
这些参数的变化可以反映心血管系统的整体状态和疾病的发展。
为了更好地评估心血管健康状况并预测心血管疾病的风险，研究人员开发了各种心血管健康评估模型。
这些模型基于大量的流行病学数据和心血管疾病的风险因素，如高血压、高血脂、糖尿病、吸烟等。
通过分析这些风险因素和血流动力学参数的关联性，可以建立一个综合评估模型，用于判断个体患心血管疾病的风险。
心血管健康评估模型通常包括心血管疾病的风险评估和心血管健康指数的计算。
心血管疾病的风险评估可以通过心血管风险评分表来完成，该表根据各种风险因素进行评分，然后根据总分来估计患病风险的概率。
心血管健康指数是一个综合指标，通过将各种血流动力学参数和风险因素考虑在内，来评估一个人的心血管健康状况。
随着科技的发展和研究的进一步深入，心血管健康评估模型也在不断改进和完善。
血液动力学变化模式图
Types of leukocyte (inflammatory cells):
Leukocytes are out of blood vessels that are known as inflammatory cells.
The fluid exude carries into the inflamed area the following important constituents:
① Serum bactericidal factors
a. Antibodies which act by opsonising
Section 2 Basic Pathologic Changes
The basic pathologic changes of inflammation in the site of injury are alteration, exudation, and proliferation.
1. Alteration
dusty cell Macrophages could Formation
Langhan’s giant cell
foamy cell epithelioid cell heart failure cell Multinucleate giant-cells foreign-body giant cell
(3) Leukocyte exudates and phagocytosis
① Leukocytic margination,rolling ② Adhesion:by the binding of adhesion molectures (selections, immunoglobulins, intergrins, mucin-like glycoproteins)
血液模型
数学建模班级：数学1201班姓名：周鹏学号：20120872血管分支已知：人体血液密度是3105kgm ，粘滞系数3.5*0.001pa s ∙，大动脉直径2*0.01m ，流速为28*0.01/m s 根据上述数据，计算血液的雷诺数说明：雷诺数小于2000，血液流动不符合湍流的特征，为了简便起见，本题假设把血液看成层流。
说明：人体血液在正常生理情况下是层流，由于贫血，动脉堵塞等疾病会引起粘滞系数和流速的变化，循环系统可能发生湍流，持续湍流会引起严重生理反应。
泊肃叶定律：流量与单位长度上的压力降并与管径的四次方成正比。
粘滞性流体在刚性圆管中稳定层流的公式为：48R pQ nlπ∆=把血液视作理想流体，那么血液不可压缩 理想流体，压强之静功 w p v =∆∆假设血液匀速流动，并且血管都在平行于水平面的平面上，不考虑重力，根据受力平衡，那么受到阻力和后方血液微元给它的支持力相等1E W =假设血管壁厚度正比于半径0d k r =（0k 是大于0常数） 主血管壁的截面积是s ，半径为r1,厚度为d1()221111s =r d r π⎡⎤+-⎢⎥⎣⎦同理可得()222222s r d r π⎡⎤=+-⎢⎥⎣⎦血管本身消耗能量由分支和主血管的消耗一起构成，假设单位体积血管提供能量为0E ,那么血管壁本身总的消耗能量211220()E s l s l E =+ 总能量为血管壁消耗能量，以及克服阻力做功之和12E E E =+为了简便计算，把所有常数整理到一起214nq k π=22000(+2)k E k k π= 得到式子为2212112112244122(2)l l E k k k l r l r r r =+++求偏导，使用Matlabsyms k1 k2 r1 r2 l1 l2 e ;e=(2*k1*l1)/(r1^4)+(k1*l2)/(r2^4)+k2*(l1*(r1^2)+2*l2*(r2^2));diff(e,r1)求偏导为0时的关系解答得到：612()4rr = 12() 1.259921rr = 由图中可得2sin h l a =要求最佳角度，也就是在最佳角度下对角度的偏导等于013cos()2a -=a=37.467度参考文献：用Poiseuille 定律探讨血液的流动特性（后附）。
血液循环动力学计算流体力学仿真模拟
血液循环动力学计算流体力学仿真模拟血液循环动力学是指人体循环系统中血液流动的力学过程，它对于了解心血管系统的功能以及相关疾病的发生与发展具有重要意义。
计算流体力学（Computational Fluid Dynamics, CFD）是一种基于数值分析的数学模拟方法，可以用来模拟和研究流体在复杂几何结构中的流动行为。
结合血液循环动力学和计算流体力学，可以进行血流模拟仿真，从而更好地了解血液在血管系统中的流动规律和相关生理参数的变化。
血液循环动力学计算流体力学仿真模拟技术的应用非常广泛，可以用于研究多种心血管疾病，如冠心病、动脉瘤、高血压等，以及血流动力学改善措施的评估，如血管支架植入、血管外科手术等。
通过仿真模拟，可以得到血流速度、压力分布、动脉壁剪切应力等重要参数，从而为疾病诊断和治疗提供科学依据。
在进行血液循环动力学计算流体力学仿真模拟时，首先需要获取人体的血管几何结构。
这可以通过医学影像学技术获取到的人体血管影像进行处理和分割来实现。
然后，需要建立数学模型来描述血液流动的物理过程。
一般采用Navier-Stokes方程和连续方程作为基本方程，并结合合适的边界条件和机械特性参数，如黏性、密度等。
最后，通过数值方法对这些方程进行离散化求解，得到血流在血管中的流速、压力分布等参数。
血液循环动力学计算流体力学仿真模拟需要考虑多个因素，其中最重要的是血液的非牛顿性和血管的柔性。
血液的非牛顿性指的是血液黏度随剪切速率的变化，而血管的柔性指的是血管壁的可变形性。
在建立数学模型时，需要考虑这些因素对血流行为的影响，并进行适当的假设和简化。
血流模拟的计算过程中，还需要考虑网格的生成和选择合适的求解方法。
网格是将血管几何结构进行离散化的网格点，求解方法可以选择有限体积法、有限差分法或有限元法等。
选择合适的网格和求解方法可以提高仿真的准确性和计算效率。
通过血液循环动力学计算流体力学仿真模拟，可以得到各种参数的变化情况，进而对疾病的发展和治疗效果进行评估。
血液系统疾病常见动物模型
血液系统疾病常见动物模型造血系统疾病（Disease of hematopoietic system），除了地中海贫血等少数疾病具有明确的病因以外，再盛赞该性贫血等大多数疾病都还没有明确的病因，造血系统疾病的动物模型，就成为研究造血系统疾病的发病机理、探索新型治疗技术和新药研究的基本工具。
一、缺铁性贫血动物模型缺铁性贫血（iron deficiency anemia，IDA）是体内用来合成血红蛋白（HGB）的贮存铁缺乏，HGB合成减少而导致的小细胞低色素性贫血，主要发生于以下情况：（1）铁需求增加而摄入不足，见于饮食中缺铁的婴幼儿、青少年、孕妇和哺乳期妇女。
（2）铁吸收不良，见于胃酸缺乏、小肠粘膜病变、肠道功能紊乱、胃空肠吻合术后以及服用抗酸和H2受体及抗剂等药物等情况。
（3）铁丢失过多，见于反复多次小量失血，如钩虫病、月经量过多等。
IDA是一种多发性疾病，据报道，在多数发展中国家，约2/3的儿童和育龄妇女缺铁，其中1/3患IDA，因此，研究IDA的预防和治疗具有重要的意义。
在这些研究中，缺铁性贫血的动物模型（Animal model of IDA），又是实施研究的基础工具。
常见的IDA动物模型的构建技术如下：实验动物：一般选用SD大鼠，4周龄，雌雄不拘，体重65g左右，HGB≥130g/L。
建模方法：低铁饲料加多次少量放血法。
低铁饲料一般参照AOAC配方配制，采用EDTA 浸泡处理以去除饲料中的铁，饲料中的含铁量是诱导SD大鼠形成缺铁性贫血模型的关键，现有研究表明，饲喂含铁量<15.63mg/Kg的饲料35天，SD大鼠出现典型IDA表现，而饲喂含铁40.30mg/Kg的饲料SD大鼠出现缺铁，但并不表现贫血症状。
建模时一般采用去离子水作为动物饮水，以排除饮水中铁离子的影响。
少量多次放血主要用于模拟反复多次小量失血导致的铁丢失，还可以加速贫血的形成。
放血一般在低铁饲料饲喂2周后进行，常用尾静脉放血法，1～1.5ml/次，2次/周。
血液动力学ppt课件
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导管插入技术
（一）导管插入前的准备。 （二）连接压力系统和调定零点。 （三）穿刺方法：Seldinger法。
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穿刺部位：
穿 刺 部 位
颈 内 静 脉 锁 骨 下 静 脉 股 静 脉 贵 要 静 脉
优 点
血 管 位 置 恒 定 ， 路 径 短 ， 易 于 到 位 ， 不 影 响 病 人 活 动 血 管 位 置 恒 定 ， 路 径 短 ， 易 于 到 位 ， 不 影 响 病 人 活 动 易 压 迫 ， 操 作 方 便 ， 易 于 定 位 安 全 ， 易 保 持 清 洁
导管插送完毕，常规摄胸片进一步确定导管位置。
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插管注意事项：
1. 右室大、肺动脉高压、明显三尖瓣返流的患 者插管困难，深吸气可帮助插入； 2. 通过右心室时要快，20-30秒完成； 3. 导管前进时充气，后退前放气，操作要轻柔； 4. 气囊充气一般用1.5ml，如在0.8ml就嵌住， 说明进管过深； 5. 气囊破裂就不再要充气； 6. 导管插送过程中如有阻力，要停止前进并调 整进管方向。 7. 导管在到达预定的长度后,不易插入过深,防 止在右心室内打结。
缺 点
栓 塞 ， 误 伤 颈 内 动 脉 栓 塞 ， 气 胸 ， 误 穿 动 脉 不 易 压 迫 止 血 ， 误 伤 神 经
路 径 长 ， 不 易 到 位 ， 易 污 染 ， 血 栓 发 生 率 高 路 径 长 ， 难 于 到 位 ， 不 易 固 定 ， 静 脉 炎
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插入漂浮导管：
右室扩大的病人，嘱深呼吸，吸气时一 般可顺利插入，要避免导管在心室内打圈。 右室流出道受导管刺激时极易发生心律失 常，因此不得在此处停留，应快速到达肺动 脉。 如暂时进不了肺A，则撤回导管，待心律 失常好转后再行下一次尝试。
fMRI血液动力学响应模型的参数敏感性分析及优化
fMRI血液动力学响应模型的参数敏感性分析及优化杨增宇;蒋文涛;陈宇【摘要】功能磁共振成像(fMRI)是近几年来研究大脑功能的主要手段,要探究fMRI 数据与神经活动的关系,研究血液动力学响应函数模型是关键.由Cohen提出的gamma函数形式的血液动力学响应函数,可以描述相应的响应现象,然而由于在实验数据拟合时未考虑参数间的耦合作用,导致得到的函数模型在求解精度和拟合效果上都并非最优.针对该问题,本研究利用参数敏感度分析和遗传算法相结合的方法,对3参数gamma函数形式的血液动力学响应函数进行整体和全局的优化.首先通过拉丁超立方抽样和spearman秩相关分析理论结合的方法,对该模型中的材料参数进行参数敏感度分析,得出参数敏感度相当的合理取值范围.将该取值范围作为初始搜索区间,结合遗传算法理论对各个参数进行全局最优搜索,结果即为考虑各个参数相互耦合变化的优化值.优化后的模型能较好地描述和预测血液动力学响应函数.该结果较Cohen的模型在拟合效果和实验预测精度上有一定的提高.%Functional magnetic resonance imaging ( fMRI) is the main means to study the brain function in recent years , the basis of the imaging principle is to record hemodynamics response caused by neural activity , therefore, to explore the relationship between fMRI data and neural activity , the hemodynamic response function model is the key .The hemodynamic response function model put forward by Cohen can describe correspondingresponse .However , due to the coupling between parameters is not considered in the ex-perimental data fitting , the model obtained is not optimal in accuracy and fitting effect .To solve this problem , the method of combining parameter sensitivity analysis and genetic algorithm wasused to obtain the optimization hemodynamic response function of 3 parameter gamma function form .Firstly, the sensitivity of parameters in the model was calculated by Latin hyper -cube sampling method and spearman rank correlation analysis theory .Then the reasonable range in which the parameters have equivalent sensitivities were ob -tained.Taking the range as the initial search range , the global optimal search was applied by the genetic algorithm .The optimal pa-rameters were the results considering the coupling effect between parameters .The optimized model predicts the hemodynamic response quite well.In addition, comparing with Cohen's model, the result makes somewhat improvement in accuracy and data fitting effect .【期刊名称】《生物医学工程研究》【年(卷),期】2017(036)004【总页数】5页(P307-311)【关键词】功能磁共振成像;血液动力学;响应模型;遗传算法;参数敏感性【作者】杨增宇;蒋文涛;陈宇【作者单位】四川大学工程力学系,成都610065;四川大学工程力学系,成都610065;四川大学工程力学系,成都610065【正文语种】中文【中图分类】R3181 引言近年来，功能磁共振成像（fMRI）已经成为研究大脑动作方式的首要选择方法［1-3］。
心气虚让的血液动力学模型研究
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学杂志
２０ ０２
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心气虚证的血液动力学模型研究
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２ ０３ ） ０ ４ ３
２ ０３ ） ０ ０２ ２０３） ０ ４ ３
１ 复旦大学 力学与工程科 学系 生物医学工程研 竞所， （ 上海
２ 上 海 中 医 药大 学 针 更 推 聿学 院 ． 海 （ 上 ３ 中国人 民解 放 军 第二 军 医院 大 学 解 剖 教研 室 ， 海 （ 上
人体血液循环系统动态模型
人体血液循环系统动态模型
作者：王鹤然张司岳
来源：《中国科技教育》2020年第07期
使用材料
可升降立式黑板、废旧泡沫、软陶、硅胶管、废旧电线、发光二极管、单片机
制作方法
（1）心脏、毛细血管等静态部分：用泡沫、软陶等制作整体结构；用粗细废旧电线制作毛细血管；用丙烯、广告颜料等上色；将各部分粘贴到支撑架上。
（2）血管血液流动的动态效果：将发光二极管固定到硅胶管（血管）中；在支撑架上打孔，将电线从支撑架后方穿出；用单片机编程，使其控制三路继电器以驱动发光二极管，达到动态效果；将各部分电线连接好，保持美观；将各部分粘貼到支撑架上。
（3）在各主要部分粘贴文字说明。
专家评价
生物模型运用单片机控制光电，很好地表现了血液流动方向，很有科技感。
当然，心脏内部还可以进一步表现，器官的设计还有提高的空间。
血液动力学简体版课件
-氧供给减少(無氧代 謝)
射血分数(EF)
舒张末期容积(EDV) =120 mL 收缩末期容积(ESV) =50 mL 射血容积(SV) = EDV – ESV 心脏射出分率 = SV / EDV
EDV = 120 mL, ESV = 50 mL,
EF = (120 – 50) = 0.58 (58%)
120
血液动力学监测目的
评估身体循环的状况
了解心输出量是否足够组织的需求
了解血液动力的要素，是否能随时调 整,以维持消耗与需求的平衡
血液动力学监测
动脉压(血压) 中心静脉压 肺动脉压
肺动脉楔压
心输出量 混和静脉血氧饱和度
动脉压
放置目的 持續監測血壓 高血压危象、低血压、休克 使用血管收缩或扩张药物 频繁的抽取动脉血 使用呼吸器支持时
后负荷
決定因素 –周边阻力
血管阻力:管径大小 血液黏稠度 病理生理变化 –动脉粥状硬化 –主动脉瓣狭窄
影响后负荷因素
增加后负荷
-动脉收缩(药物:肾 上腺素、多巴胺) -血管硬化
降低后负荷
-动脉扩张药物(硝普 钠) -主动脉气球帮浦 (主动脉内球囊反搏)
收缩力
于心脏收缩期心肌纤维缩短的速度 无法直接测量 可由以下相关数值推测:
动脉压力波
动脉压力
一般所说的动脉压力是指主动脉压，正常值是 100-120/60-80毫米汞柱 会随着主动脉传到週边动脉而变化 当压力波由主动脉向週边移动,收缩会逐渐上升, 而舒张压会逐渐下降,但平均动脉压则维持恒定 影响动脉压力的因素
–射血容积多，使收缩压增高 –心率快，使舒张压增高 –周边阻力 –循环血量和血管系统容量的比例
血液的非牛顿流体模型
血液的非牛顿流体模型血液的流动可不像水那样简单。
水流得快，流得顺，几乎就像是跑得比谁都快的小孩子，毫不拖泥带水。
可是血液呢？血液就像是那些看起来懒洋洋的老爷爷，行走时不急不躁，但一到关键时刻，它们又能以超乎想象的速度冲刺。
这种奇特的现象，就是所谓的“非牛顿流体”效应。
你肯定想，“啥是非牛顿流体？听起来有点高大上啊。
”别急，我这就给你讲讲。
先来个简单的比喻。
咱们平常吃的果汁，尤其是那些混合了水果的果汁，喝起来是不是既清爽又流畅？它们跟血液有点像，都是在流动时，有一种特殊的“粘性”，但是又不像浓稠的蜂蜜那样死死黏住。
而牛顿流体嘛，通俗点讲，就是那种流动得均匀、线性又简单的液体。
就比如水，咱们一倒，水就自然流动，流速和流动的方式几乎没有太多变化。
可血液就不一样了，它的流动速度和粘稠度经常跟流动的速度有关。
你觉得奇怪吧？为什么会这样？血液其实就是个小“狡猾的家伙”，它的流动和我们的运动、心跳、甚至是周围的环境都息息相关。
比如，假如你在剧烈运动的时候，血液就会流得比较快，而且不那么粘稠，就像是突然加速的赛车一样，顺畅又迅猛。
但当你安静地坐着，血液就慢慢变得浓稠，就好像蜂蜜一样，不急不躁，悄悄地绕过身体的每个角落。
所以，血液不像水，按照简单的公式来运作，它有时候快得像风，有时候慢得像蜗牛，流动的状态也总是“千变万化”。
这就是“非牛顿流体”最有趣的地方。
至于为什么血液会这样流动呢？原因其实挺简单的，血液里不仅仅有水，还有红细胞、白细胞、血小板等等。
尤其是红细胞，像一颗颗小小的橄榄球，它们在血液中就像是一个个顽皮的小家伙，时不时地挤来挤去，搞得血液的流动不那么规则。
所以啊，血液的流动性就不像水那样简单，它受里面这些细胞和物质的影响，流动的方式更复杂。
你想象一下，几百个小孩子在玩“抢椅子”的游戏，椅子少了，孩子多了，场面就会变得有点混乱了。
血液的流动，也是这样的“调皮捣蛋”。
你可能会问，血液的流动和我们的健康有什么关系呢？嘿，这个问题问得好！血液流动顺畅，身体的各个部分就能得到充分的氧气和养分，咱们才能保持精力充沛，活力十足。
血液动力学变化模式图25页文档
51、没有哪个社会可以制订一部永远 适用的 宪法， 甚至一 条永远 适用的 法律。 ——杰 斐逊 52、法律源于人的自卫本能。——英 格索尔
53、人们通常会发现，法律就是这样 一种的 网，触 犯法律 的人， 小的可 以穿网 而过， 大的可 以破网 而出， 只有中 等的才 会坠入 网中。 ——申 斯通 54、法律就是法律它是一座雄伟的大 夏，庇 护着我 们大家 ；它的 每一块 砖石都 垒在另 一块砖 石上。 ——高 尔斯华 绥 55、今天的法律未必明天仍是法律。 ——罗·伯顿
56、书不仅是生活，而且是现在、过 去和未 来文化 生活的 源泉。 ——库 法耶夫 57、生命不可能有两次，但许多人连一 次也不 善于度 过。— —吕凯 特 58、问渠哪得清如许，为有源头活水来 。—— 朱熹 59、我的努力求学没有得到别的好处， 只不过 是愈来 愈发觉 自己的 无知。 ——笛 卡儿
拉ቤተ መጻሕፍቲ ባይዱ
60、生活的道路一旦选定，就要勇敢地 走到底 ，决不 回头。 ——左
血液循环系统模型
血流动力学的电路模型
血液在心血管系统中最基本的研究对象是流量、阻力和压力 之间的关系。血管的弹性和血液的非牛顿性(非理想液体)使血液 在血管内的流动既类似又不完全符合一般流体力学的原则。图1(a) 表示一段血管, 靠近心脏一侧的压力Pi,远离心脏一侧的压力Po和 这段血管的血流量Q。血压与血流关系模拟电路模型示于图1(b)。 电路图中的 Ri、L、C和 Rj分别用来模拟血流阻力(血液内部的摩 擦力, 以及血液与管壁之间的摩擦力)、血流惯性影响、血管管壁 弹性影响和由于血管管壁位移引起的粘弹性损失系数。
gj —主动脉瓣电导(瓣膜关闭时 ,gj = 0 ;瓣膜完全开启时 ,1/ gj = 0)
Ri —左心室内部阻力(电阻) ;
Vi —左心室体积(电容所充的电荷量)
Cj —上升主动脉电容;
Rj —与 Cj 串联的电阻;
Lk —主动脉惯性系数(电感) ;
Rl —颈主动脉电阻(阻力)
em = 1/ Cm —降主动脉倒电容(电容倒数) ; Rm —与 1/ em 串联的电阻
PL = (1/CL )×VL
时变倒电容器件与泵的作用相似, 但它既不是压力( 电压) 源,也不是血流 (电流) 源。左心室及其与左心房和主动脉关系模型示于图2 (a) ,主动脉对血压 及血流作用如图2(b) 。主动脉和二尖瓣在模型中被模拟为一个随时间变化的 可变电阻和一个二极管串联。在一个心动周期中, 随着心室的收缩和舒张,动 脉血压发生规律性波动, 瓣膜的电导通常从 0到一个设定值变化。主动脉气囊 泵(体内反搏器) 则与左心室一样可用一个时变倒电容模拟。
Simulink简介
• Simulink是一个用来对动态系统进行创建、仿真与分析的软件包，它 支持连续、离散及两者混合的线性与非线性系统，也支持具有多种采 样速率的多速率系统。
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肝脏是人体内唯一的双重供血器官，正常人肝窦每分钟平均接受来自门静脉和肝动脉的血液为1.5L，其中2/3来自门静脉，1/3来自肝动脉。
肝脏的分流指数是肝动脉血流量或门静脉的血流量占总肝血流量的比值。
当肝组织发生病变时，肝血流各成分的变化与肝内不同病理改变密切相关。
慢性迁延性肝炎肝动脉血流量增加，门静脉血流量正常或轻度降低，这是因为肝动脉充血、门静脉淤血所致。
肝硬化时，由于肝动脉、静脉短路导致肝动脉血流量增加，肝小叶结构破坏，门静脉压升高使血流受阻，导致门静脉血流量降低。
肝硬化晚期，肝内血管大部分闭锁，血流量减少，结果肝动脉和门静脉血流量均降低。
原发性肝癌时，病变部位动脉血供增加，肝血流各成分亦出现相应的变化，结合其它影像检查有助于对肝内病变的鉴别。
许多学者根据门静脉高压症的血液动力学改变选择术式、估计预后，并对术式进行评估和改进，以求增进疗效。
有文献报道饮食对门静脉血流量有明显影响［2］。
由此可见，对肝血流各成分指数的测定有着十分重要的意义。
对人体器官的放射性核素动态显像可获得器官组织功能性改变的信息，并能定量地分析器官组织的动态活动以及组织的生理生化现象，对正确诊断病变组织的性质具有十分重要的意义。
用肝脏的放射性核素动态显像可测定肝脏内部的星状细胞(Kupffer cells)对放射性核素的清除率［4］以及肝动脉与门静脉的分流指数，同时可根据显像对肝内病变的进行鉴别［1］。
目前，分流指数的测定方法如下：用带计算机的γ照相机同时绘出肝、肾、脾以及心脏的时间-放射性曲线。
根据肾、脾以及心脏的时间-放射性曲线的峰值确定肝动脉与门静脉血流相的分界点测定分流指数，在数学处理上采用斜率法、面积法、计数法［1，4，5］。
本文根据肝脏血供的特殊性以及放射性药物在血管中的输运情况，建立了肝血流的动力学模型，用高斯函数对肝的时间-放射性曲线进行拟合，计算出肝动脉和门静脉的分流指数，结合总肝血流量的测定可得出肝动流和门静脉血流量。
1 研究方法我们采用首次通过法(first pass)测定分流指数，所谓首次通过法即测定核素首次通过肝脏时肝动脉核素与门静脉核素来计算肝脏的分流指数。
1 临床资料及分组：本研究共检查24例。
其中，对照组健康人：4例，男2例，女2例，年龄平均37.5岁，均无肝肾疾病史。
原发性肝癌：12例，男8例，女4例，年龄27～62岁，平均42.6岁，其中小肝癌(小于5cm)9例，巨大肝癌患者3例，均经CT及B超检查证实。
肝硬变组：8例，均为男性，年龄37～65岁，平均48.2岁。
全部受检者均经生化、X线、B超检查，诊断明确。
2 仪器设备：首次通过法要求前几十秒内的显像具有足够统计要求的计数值，因此要求探测仪器具有较高的灵敏度和探测效率。
本文采用带计算机的矩形探头SPECT(Elscint公司生产的APEX609RG)γ照相机，在采集数据的同时进行数据处理。
3 示踪剂：采用99mTc-植酸钠，以“弹丸”(直径为300～1000nm)形式注入，注射的剂量为4～7mci。
4 体位：采用仰卧方式，探头照射整个肝脏，并同时探测心脏、肾脏、脾脏，这样计算结果可以与前面提到的斜率法、面积法和计数法进行比较。
5 注射方法：首先探测预注射器中的核素计数，然后快速将“弹丸”推入肘静脉血管中，即刻γ照相机以每秒一帧采集图象60帧，再以每20s一帧采集60帧，最后检测残留注射器中的核素。
6 数据获得及处理：我们把右肝的局部(尽量避开其它器官)作为感兴趣区，去本底，画出时间-放射性曲线。
然后将数据记录下来，在微机上进行数据处理，本工作用matlab和C语言编写程序。
2 肝血液动力学模型的建立2.1 模型建立一般地，在注射99mTc-植酸钠后肝脏组织时间-放射性常呈现三个相(如图1)［6～8］，即首次通过的肝动脉注入相(a)，门静脉注入相(b)，最终的稳定相(c)。
这里只要知道a段注入肝脏的放射性元素NA和b段注入的放射性元素Np,就可求出分流指数。
我们根据放射性“弹丸”在血管中的行为，然后用数学模型方法算出NA、Np。
考虑脾、胃、肠等器官对核素的滞留，在实际计算时，门静脉血流中的核素应作适当修正，一般取滞留率R1为4%［9］，那么实际计算的门静脉核素应为测得的门静脉核素除以1-R1,令γ=1/(1-R1)，则分流指数计算公式为ηA=NA/(NA+γNP); ηP=γNP/(NA+γNP)(1)当从肘静脉注入的核素流入肝脏时，核素的浓度呈现出一定的分布，为了测量肝脏血流分流指数，就必须知道核素进入肝脏时的分布函数，为此，我们建立了数学模型。
建立数学模型是基于以下三个假设：(1)从静脉注入的放射性药物时刻起到第一门静脉相结束时刻止，无其它的带放射性的血液经心脏到达肝脏，即采用首次通过法测量肝血流量分流指数；(2)注射到血管里的放射性药物并不是始终集中在血管中流动，随着时间的推移，会在血管中呈现一定的分布。
当药物以“弹丸”形式注入血管中时，“弹丸”在血管中的分布应相对集中的，如图2(a)所示。
随着时间的推移，由于布朗运动或血管的其它随机扰动，放射性药物在血管中会呈现一定的分布，并认为在前几十秒内总量近似不变，如图2(b)所示。
当时间无限延长时，放射性药物在血管中应为统计均匀分布，总量逐渐减少，如图2(c)所示。
(3)假设注入到血管中的药物已经具有同血液流动相同的速度。
图1 放射性肝图图2 放射性元素的扩散过程根据上述假设，扩散方程可写成Jn为扩散的“弹丸”的流密度，n是“弹丸”的数密度，n是空间坐标的函数，且由于在扩散过程中各点的粒子密度不断的改变，因此n也是时间的函数，即是扩散系数。
在扩散过程中“弹丸”数近似守恒，则满足连续性方程：(3)对(2)式和(3)同时取散度，可得(4)一般地考虑血管是一维的情况，则上式变为(5)其初始条件：(6)解此微分方程可得(7)上式表示在t时刻处在x-x+dx血管段中的“弹丸”数为n(x,t)dx,表示该时刻血管中核素的浓度分布函数。
设从肝动脉流入肝脏的核素为NA，从门静脉流入肝脏的核素为NP，血液流动的速度为V,核素从肝动脉到达肝脏的时间为t1，核素从门静脉到达肝脏的时间为t2，则单位时间到达肝脏的核素为(8)令(9)得(10)这就是核素进入肝脏时的分布函数其差分形式ΔN=(Nae-(t-t1)2/a+Npe-(t-t2)2/p)Δt。
这里只要知道Na、Np、t1、t2、a、p就可计算出NA、NP，从而得出肝动脉分流指数、门静脉分流指数。
下面用实际测得的时间-放射性曲线N(t)的差分与分布函数(10)式进行拟合来计算上述参数，其计算算法如下。
2.2 参数计算对时间-放射性N(t)如图3(a)进行平滑，然而差分，一般能得到如图3(b)的数据差分曲线。
由图可知，差分曲线离散很大，这样不能正确计算出Na、Np等参数，为此必须进行拟合，本文采用上述推导的分布函数进行拟合，其方法如下：一、以差分曲线的两个峰值为N′1 、N′2，如图3(b)。
二、令差分曲线的两峰所对应的时间为t′1 、t′2。
(1)取前峰上升段的N′1 /2所对应的时间ta，此时可认为后峰为零，这样(10)式在ta处有N′1 /2=N′1 exp(-(ta-t′1 )2 /a′),以此式求出a′。
(2)取后峰下降段的N′2 /2所对应的时间tp,此时可认为前峰为零，这样(10)式在tp处有N′2 /2=N′2exp(-(tp-t′2)2 /p′)，以此式求出p′。
(3)在所求得N′1 、N′2 、t1、t2、a、p附近作扰动取Na=［N′1 -ΔN′1 ...N′1 ...N1+ΔN′1 ］;Nb=［N′2 -ΔN′2 ...N′2 ...N2+ΔN′2 ］;t1=［t′1 -Δt′1 ...t′1 ...t′1+Δt′1 ］;t2=［t′2 -Δt′2 ...t′2...t2+Δt′2 ］;a=［a′-Δa′...a′...a′+Δa′］;p=［p′-Δp′...p′...p′+Δp′］为了找S=Smin=∑(yi-y′i )2的全局最小值，我们采用了模拟退火算法(simulated annealing)［10］来求出S=Smin=∑(yi-y′i)2 的最小值，这时Smin对应的值为要确定Na、Nb、t1、t2、a、p，这里yi为曲线N(t)的值，y′i 为待定系数代入(10)式的值。
把上述计算的Na、Np等参数代入(10)式，得到如图3(c)的拟合曲线，为了与差分曲线比较，这里也给出了图3(b)的差分曲线。
图3根据(1)和(9)式可推得肝动脉的分流指数：ηA=Naa1/2/(Naa1/2+γNpp1/2门静脉的分流指数：ηp=γNpp1/2/(Naa1/2+γNpp1/2)注：这里消去了v,t1,t2。
3 结果我们对24例患者作肝图检测，其中4位为正常，8位为临床诊断不同程度肝硬化，所测结果如下：健康组的肝动脉分流指数HA为37%±6；门静脉分流指数HP为63%±6。
原发性肝癌组肝动脉分流指数HA为64.2%±15.6%，门静脉分流指数HP为33.8%±14.5%。
肝硬化组肝动脉分流指数为54%±12；门静脉分流指数为44%±12。
此结果与临床诊断基本相符合。
图4给出了其中2例的处理结果，从例1可以看出其分流指数属正常范围，其时间-放射曲线的a段和b段很正常，而例2的门静脉分流指数明显偏小，时间-放射曲线b段明显偏低，临床诊断为肝硬化患者。
从处理的结果可见。
图中时间-放射性曲线与处理曲线的积分拟合得很好。
于此可见此模型基本正确。
此两例的处理数据如下：图44 结论用数学模型方法对肝脏分流指数的测定能得到比较满意的结果，特别能正确鉴别肝硬化所引起的门脉高压，具有一定的临床价值，如果与肝血流的测定方法相结合，可以定量计算肝动脉与门静脉的血流量。
本文提出的方法无须用肾、脾以及心脏的时间-放射性曲线，因此方法简明，对患者无痛苦，易于实际应用。
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