CN104050857A - 基于集总参数的心血管系统仿真模型 - Google Patents

Abstract

基于集总参数的心血管系统仿真模型，包括体循环子模型、肺循环子模型、心脏子模型、肺动脉瓣和主动脉瓣，心脏子模型中，左心房、左心室，右心房、右心室的游离壁均用依次串联的第一压力传感器、第二压力传感器、时变倒电容和电阻表示，心室中间的耦合壁的弹性用电容表示，左心房和左心室之间的二尖瓣用依次串联在左心房的电阻端和左心室的电阻端之间的电感、电阻和伯努利阻抗表示；右心房和右心室之间的三尖瓣用依次串联在右心房的电阻端和右心室的电阻端之间的伯努利阻抗、电阻和电感表示。本发明满足构造模型的基本原则,体现了心血管系统的细节特征,为心音信号的产生机理分析奠定了基础。

Description

基于集总参数的心血管系统仿真模型

技术领域

本发明涉及一种基于集总参数的心血管系统仿真模型。 

背景技术

心血管系统是一个封闭的管道系统，是人体生理过程中最为重要的系统之一。心血管系统的仿真计算模型，能够反映出人体生理特征参数、血液动力学变量以及心音听诊参数之间的关系，还能体现出心脏各个组成部分的功能和状态。通过对心血管系统的仿真模型的研究，可以为正常或病态的心音产生机理提供了一种可行的理论依据,并且心血管系统仿真模型是学习心脏的生理机能和研究心脏听诊的很好的工具。 

发明内容

本发明的目的是提出一种基于集总参数的心血管系统仿真模型，利用心血管系统仿真模型去分析心室心房血容量、心房心室压力、动脉血流量和表征正常和非正常心血管状态。本发明基于流体力学与电气网络的相关基础理论，建立一种基于集总参数的心血管系统仿真模型。该心血管系统仿真模型分为三个子模型：体循环子模型、肺循环子模型及心脏子模型。重点分析了体循环子模型和心脏子模型，给出收缩压，舒张压，射血分数等血流参数和仿真波形图，并对心音产生机理进行了分析。然后在此基础上进行扩展，增加了肺循环、血管、耦合壁等，使其形成一个闭合的循环回路，构成了心血管系统仿真模型，利用状态变量分析法建立该模型的数学表达式，并进行模拟仿真，得出心室心房血容量、心房心室压力、动脉血流量等仿真结果，并且可以利用该模型仿真高血压病态和心衰病态状况。 

实现本发明目的的技术方案是：基于集总参数的心血管系统仿真模型，包括体循环子模型、肺循环子模型、心脏子模型、右心室和肺循环子模型之间的肺动脉瓣，以及左心室和体循环子模型之间的主动脉瓣，其中心脏子模型包括左心房、左心室，右心房、右心室四个腔室和心室中间的耦合壁，其特征是： 

所述心脏子模型中，左心房、左心室，右心房、右心室的游离壁均用依次串联的第一压力传感器、第二压力传感器、时变倒电容和电阻表示，心室中间的耦合壁的弹性用电容表示，其中，第一压力传感器端接地，电阻端为输出端，左心房和左心室之间的二尖瓣用依次串联在左心房的电阻端和左心室的电阻端之间的电感、电阻和伯努利阻抗表示；右心房和右心室之间的三尖瓣用依次串联在右心房的电阻端和右心室的电阻端之间的伯努利阻抗、电阻和电感表示，其中，第一压力传感器表示胸廓内压，第二压力传感器表示心包压，时变倒电容表示心肌的弹性系数，电阻表征血流粘性阻力，电感表示血流惯性，伯努利阻抗表示血流粘性的动态阻力。 

所述肺循环子模型由肺动脉，肺静脉以及肺毛细血管级联组成，肺动脉、肺静脉和肺毛细血管均由两条并联的肺循环支路组成，第一肺循环支路由依次串联的第一支路电阻和第一支路电感组成，第二肺循环支路由依次串联的第二支路电阻、第二支路电容和第二支路压力传感器组成，肺动脉、肺静脉和肺毛细血管的第一肺循环支路依次连接；其中，第一支路电阻表示血液流动产生的阻力，第一支路电感表示血流的惯性，第二支路电阻表示弹性腔的内部阻力，第二支路电容表示血管的顺应性，第二支路压力传感器表示胸内压。 

所述体循环子模型由主动脉、动脉、毛细血管、静脉和腔静脉组成，主动脉用依次串联的主动脉电容、主动脉第一电阻、主动脉电感和主动脉第二电阻表示，动脉、毛细血管、静脉和腔静脉均用两条并联的体循环支路表示，第一体循环支路由第一血管电阻和第一血管电容串联组成，第二体循环支路由第二血管电感和第二血管电阻串联组成，其中电容表示血液的顺应性，电阻表示血流粘性阻力，电感表示血流惯性；主动脉、动脉的第一体循环支路、毛细血管的第一体循环支路、静脉的第一体循环支路和腔静脉的第一体循环支路依次首位连接。 

所述右心室和肺循环子模型输入端之间的肺动脉瓣用依次串联的电阻、伯努利阻抗和电感表示，其中，电阻表示肺动脉瓣的血流阻力，电感表示肺动脉瓣中血液的惯性效应，伯努利阻抗Bpv表示血流粘性的动态阻力； 

所述左心室和体循环子模型输入端之间的主动脉瓣用依次串联的电阻、伯努利阻抗和电感，电阻表示主动脉瓣的血流阻力，电感表示主动脉瓣中血液的惯性效应，伯努利阻抗Bav表示血流粘性的动态阻力。 

心血管系统建模是一个复杂过程，为了使模型尽可能的符合实际情况，构造心血管系统仿真模型应遵循如下原则： 

(1)一致性原则：是指通过模型所得到的参数或仿真波形尽可能与实测的参数或波形相一致。 

(2)可解释原则：是指设计的心血管系统仿真模型可以解释心血管的生理机制以及心音的产生机制，并且能用状态变量来表示生理学上的心血管参数，可以通过观测状态变量的变化趋势来研究心脏的生理状态。 

(3)可控制原则：是指通过改变模型的一个或几个参数能够模拟出心血管系统的健康或者病态的情形，以及研究系统各个参数变化与心音变化以及心血管参数变化的关系。 

有益效果：研究心血管系统的特性对心血管疾病发生机理的认识、疾病的预防和治疗有重要的意义。本发明提出集总参数的心血管系统仿真模型满足了构造模型所需的三个基本原则,体现了心血管系统的一些细节特征,为心音信号的产生机理分析奠定了良好的基础，也为心 血管疾病的研究提供了一种新途径。 

附图说明

图1基于集总参数的心血管系统仿真模型的框图； 

图2心脏子模型； 

图3体循环子模型； 

图4肺循环中的血管模型； 

图5基于集总参数的心血管系统仿真模型。 

具体实施方式

首先按照构造心血管系统仿真模型的原则分别设计出体循环子模型、肺循环子模型及心脏子模型，如附图2、3、4所示；然后根据一个心动周期内血流的流经方向以及各段血管的血流量将心脏、体循环和肺循环进行连接，得到基于集总参数的心血管系统仿真模型如附图5所示。 

基于集总参数的心血管系统仿真模型的框图如附图1所示。 

如图5所示，基于集总参数的心血管系统仿真模型，包括体循环子模型、肺循环子模型、心脏子模型、右心室和肺循环子模型之间的肺动脉瓣，以及左心室和体循环子模型之间的主动脉瓣，其中心脏子模型包括左心房、左心室，右心房、右心室四个腔室和心室中间的耦合壁。 

1.心脏子模型 

如图2所示，右心房由依次串联的第一压力传感器Pit、第二压力传感器Ppc、时变倒电容era和电阻sra组成，第一压力传感器Pit表示胸廓内压，第二压力传感器Ppc表示心包压，时变倒电容era表示左心房游离壁，电阻sra表征血流粘性阻力。 

右心室由依次串联的第一压力传感器Pit、第二压力传感器Ppc、时变倒电容erv和电阻srv组成，第一压力传感器Pit表示胸廓内压，第二压力传感器Ppc表示心包压，时变倒电容erv表示右心房游离壁，电阻srv表征血流粘性阻力。 

左心房由依次串联的第一压力传感器Pit、第二压力传感器Ppc、时变倒电容ela和电阻sla组成，第一压力传感器Pit表示胸廓内压，第二压力传感器Ppc表示心包压，时变倒电容ela表示左心房游离壁，电阻sla表征血流粘性阻力。 

左心室由依次串联的第一压力传感器Pit、第二压力传感器Ppc、时变倒电容erv和电阻srv组成，第一压力传感器Pit表示胸廓内压，第二压力传感器Ppc表示心包压，时变倒电容elv表示左心室游离壁，电阻slv表征血流粘性阻力。 

右心室和肺循环子模型输入端之间的肺动脉瓣用依次串联的电阻Rpv、伯努利阻抗Bpv 和电感Lpv表示，其中，电阻Rpv表示肺动脉瓣的血流阻力，电感Lpv表示肺动脉瓣中血液的惯性效应，伯努利阻抗Bpv表示血流粘性的动态阻力； 

左心室和体循环子模型输入端之间的主动脉瓣用依次串联的电阻Rav、伯努利阻抗Bav和电感Lav表示，电阻Rav表示主动脉瓣的血流阻力，电感Lav表示主动脉瓣中血液的惯性效应，伯努利阻抗表示血流粘性的动态阻力。 

心脏的主要动力来自心脏的周期性舒张和收缩运动，心脏子模型按五部分(左、右心室游离壁，左、右心房游离壁以及心室中间的耦合壁)来进行等效建模，描述心脏的周期性舒张和收缩运动，心室游离壁的时变特性用一个时变倒电容来等效表示，左心室游离壁的时变倒电容elv的表达式如下： 

其中t_ee表示收缩期心室压力达到峰值的时刻，取值为0.3s。E_lva，E_lvb表示心室时变倒电容的系数，改变该系数为E_rva，E_rvb用于表示右心室，E_lva，E_lvb的取值如表1所示。F_L是一个比例因子，用来描述心室时变倒电容与心室容量之间的非线性特性，F_L可由下式来描述： 

F_L=1-v_lv/v_max   (2) 

其中v_max是正常人的最大的心脏流体体积，900ml，v_lv是指左心室的容量，描述右心室时可将其变为v_rv。 

左心房游离壁的时变倒电容ela的计算方式如下： 

其中t_ac表示心房开始收缩的时刻，取值为0.696s，t_ar表示心房开始舒张，取值为0.835s，t_r表示的是一个心动周期，取值为0.855s。E_laa，E_lab表示左心房倒电容的系数，改变该系数为E_raa，E_rab用于表示右心房，τ_lac，τ_lar分别表示一个心动周期内收缩期持续的时间以及舒张期持续的时间，E_laa，E_lab的取值见表1。 

另外，在心脏建模时还需要考虑左右心室之间的相互作用，因为左右心室实际上并不是独立起作用，它们之间通过耦合壁(即心室之间的隔膜)来传递压力进而互相影响，形成心 室周期性的舒张和收缩运动，该模型的表达式如下： 

$P_{\mathrm{lv}}=E_s\·\frac{\mathrm{elv}}{\mathrm{elv}+E_s}\·v_{\mathrm{lv}}+\frac{\mathrm{elv}}{\mathrm{elv}+E_s}\·P_{\mathrm{rv}}---\left(4\right)$

$P_{\mathrm{rv}}=E_s\·\frac{\mathrm{erv}}{\mathrm{erv}+E_s}\·v_{\mathrm{lv}}+\frac{\mathrm{erv}}{\mathrm{erv}+E_s}\·P_{\mathrm{lv}}---\left(5\right)$

其中Es表示耦合壁的弹性，是一个常数。Plv，Prv分别表示左右心室的压力，elv，erv表示左右心室的时变倒电容，vlv，vrv分别表示左右心室的容量。在建立房室模型时还需要考虑房室游离壁对血流的粘性阻力，在电路模型上，在房室倒电容上分别串联一个电阻(sla，sra，slv，srv)，可以表征血流粘性阻力。 

表1心脏子模型中的参数值 

Elva	Elvb	Elaa	Elab	Erva	Ervb	Eraa	Erab	τlac	τlar	τrac	τrar
												1.43	0.03	0.07	0.09	0.26	0.022	0.04	0.06	0.4	0.05	0.4	0.05
Elva	Elvb	Elaa	Elab	Erva	Ervb	Eraa	Ervb	τlac	τlar	τrac	τrar
												1.43	0.03	0.07	0.09	0.26	0.022	0.04	0.06	0.4	0.05	0.4	0.05

心脏瓣膜的作用是阻止血管中的血流倒流回心脏或者是心室的血流倒流回心房，一般情况下，用理想二极管的单向导通性来模拟瓣膜的开和关，用电阻来模拟瓣膜的粘性阻力。为了全面分析瓣膜的非线性特性以及探讨心脏瓣口的血流与瓣膜孔径的关系，可用三个元件来表示瓣膜：伯努利阻抗B(基于伯努利原理，可以用简化了的伯努利方程表示，压力为速率的乘积，速率由压力阶差和瓣膜的横截面积计算得到)；血流惯性L(反映血流的惯性)；粘性阻力R。 

将上述的心房、心室以及瓣膜模型依据心脏的生理结构进行耦合，就形成了的心脏子模型，如附图2所示。该模型包括了左心房(由sla，ela，ppc，pit构成)，右心房(由sra，era，ppc，pit构成)、左心室(由slv，elv，ppc，pit构成)，右心室(由srv，erv，ppc，pit构成)以及三尖瓣膜(由Lmv，Rmv，Bmv构成)，主动脉瓣膜(由Rav，Bav，Lav构成)，二尖瓣膜(由Btv，Rtv，Ltv构成)，肺动脉瓣膜(由Rpv，Bpv，Lpv构成)，ppc表示心包压，pit胸廓内压表示。心包压的功能是给心室施加压力，与整个心脏的容量呈指数关系，心脏容量包括心室容量，心房容量以及心包容量。心室容量和心房容量随时间发生变化，心包容量取值为30ml。胸廓内压是一个常数，取值为5mmHg。 

对于心室的周期性舒张和收缩运动，通常还采用压力-容积曲线来直观描述，心室的压力 -容积曲线关系可以表示为： 

P(t)=E(t)(V(t)-Vd)   (6) 

其中，p(t)表示心室的压力，V(t)表示心室的血容量随时间的变化，Vd表示心室收缩末期无张力的心室容积，E(t)是一个时变弹性函数。在生理意义上，E(t)表示心肌的弹性系数。E(t)还被称为时变倒电容，在相应的电路模型中等价于电容的倒数。E(t)主要由两部分组成：心室的被动弹性Ep，是一个常数，表示心室充盈时心肌的被动拉伸，取值为0.06mmHg/ml；心室的主动弹性E_A(t)，表示心室的主动收缩性，E_A(t)可以由如下公式求得： 

E_A(t)=E_max×E_n(t_n)   (7) 

其中：归一化函数： $E_n\left(t_n\right)=1.5532\×\frac{{\left(\frac{t_n}{0.7}\right)}^{1.8}}{1+{\left(\frac{t_n}{0.7}\right)}^{1.8}}\×\frac{1}{1+{\left(\frac{t_n}{1.1735}\right)}^{21.8}},$ 归一化时间：    E_max是心室的主动弹性最大值，HR表示心率。 

2.体循环及肺循环子模型 

体循环子模型时如附图3所示。体循环子模型由主动脉、动脉、毛细血管、静脉和腔静脉组成，主动脉用依次串联的主动脉电容Cao、主动脉第一电阻Sao、主动脉电感Lao和主动脉第二电阻Rao表示。动脉用两条并联的支路表示，第一动脉支路由第一动脉电阻Sart和第一动脉电容Cart串联组成，第二动脉支路由第二动脉电感Lart和第二动脉支路电阻Rart串联组成。毛细血管用两条并联的支路表示，第一毛细血管支路由第一毛细血管电阻Scap和第一毛细血管电容Ccap串联组成，第二毛细血管支路由第二毛细血管电感Lcap和第二毛细血管电阻Rcap串联组成。静脉用两条并联的支路表示，第一静脉支路由第一静脉电阻Sven和第一静脉电容Cven串联组成，第二静脉支路由第二静脉电感Lven和第二静脉电阻Rven串联组成。腔静脉用两条并联的支路表示，第一腔静脉支路由第一腔静脉电阻Sve和第一腔静脉电容Cve串联组成，第二腔静脉支路由第二腔静脉电感Lve和第二腔静脉电阻Rve串联组成。 

该模型用时变倒电容来模拟心室的主动收缩作用，用电容Cao，电感Lao，电阻Rao，电容Cart和电阻R1来表示动脉系统，电容Cao，Cart分别表示动脉系统中血管的顺应性，电感Lao用来表征主动脉中的集总血液的惯性效应，电阻R1表示外周阻力。血流从心室流出，经过主动脉瓣流入动脉系统，经过外周阻力进入肺部，电容Cr表示肺部和静脉系统的集总顺应性。 

如图4所示，肺循环由肺动脉、肺静脉以及肺毛细血管组成，肺循环子模型可以看作是由多段血管级联而成，血管可以用弹性腔模型来表示，形成血管模型，如图附4所示。每级血管均由两条并联的肺循环支路组成。 

肺动脉中，第一肺循环支路由依次串联的第一支路电阻Rpuv和第一支路电感Lpuv组成，第二肺循环支路由依次串联的第二支路电阻Spua、第二支路电容Epua和第二支路压力传感器Pit组成。 

肺毛细血管中，第一肺循环支路由依次串联的第一支路电阻Rpuc和第一支路电感Lpuc组成，第二肺循环支路由依次串联的第二支路电阻Spuc、第二支路电容Epuc和第二支路压力传感器Pit组成。 

肺静脉中，第一肺循环支路由依次串联的第一支路电阻Rpuv和第一支路电感Lpuv组成，第二肺循环支路由依次串联的第二支路电阻Spuv、第二支路电容Epuv和第二支路压力传感器Pit组成。 

肺动脉、肺毛细血管和肺静脉的第一肺循环支路依次连接；其中，第一支路电阻Rpua,Rpuc,Rpuv表示血液流动产生的阻力，第一支路电感Lpua,Lpuc，Lpuv表示血流的惯性，第二支路电阻Spua，Spuc，Spuv表示弹性腔的内部阻力，第二支路电容Epua，Epuc，Epuv表示血管的顺应性。 

根据基尔霍夫定律，可以列出肺循环中血管模型的电路表达式： 

其中，P_in表示该段血管的输入血压，P_out表示该段血管的输出血压，q_in表示流入该血管的血流量，q_out表示流出该血管的血流量，P_Epua表示E_pua两端的压力差。由于实际的心血管系统中血管的顺应性具有非线性特性，血管的顺应性并不全是固定的，不能都用常数电容来表示，因此肺循环中血管的P-V关系如下： 

p＝E₀·θ^v/2.Z   (II) 

其中E₀表示血容量为0时的倒电容，Z是容积常数，v对应肺循环中各段血管的血容量，P表示血管的血压，改变E₀和Z的取值可以表征肺部不同的血管，E₀和Z的取值已标注在心血管系统仿真模型中。肺循环子模型主要由肺动脉血管、肺毛细血管、肺静脉血管组成，可用3段附图4所示的血管模型级联而成。 

3.心血管系统仿真模型 

根据一个心动周期内血流的流经方向以及各段血管的血流量将心脏、体循环和肺循环进 行连接，基于集总参数的心血管系统仿真模型如附图5所示。 

由图可看出，体循环中，血流从左心室elv，slv流出，流经主动脉Cao，Sao，Lao，Rao、动脉Sart，Cart，Lart，Rart、毛心血管Scap，Ccap，Lcap，Rcap、静脉Sven，Cven，Lven，Rven、腔静脉Sve，Cve，Lve，Rve最后流入右心房era，sra。肺循环中血流从右心室erv，srv流出，流经肺动脉Epua，Spua，Rpua，Lpua、肺毛细血管Spuc，Epuc，Rpuc，Lpuc、肺静脉Spuv，Epuv，Rpuv，Lpuv流入左心房ela，sla。该心血管仿真模型遵循流经子模型血流量等于流出子模型血流量的原则将其进行耦合,在心脏子模型中，不仅考虑了心室心房的自身的周期性运动，还考虑到了心室之间的相互作用，并且分别把体循环和肺循环子模型具体化到了动脉，静脉，毛细血管等三个部分。通过这些手段使得该模型能够比较详细的反映心血管系统的生理机制，比较接近心血管系统的生理结构，便于直观地理解心血管系统的工作原理。 

心脏的心动周期以心室收缩作为开始的标志，每一心动周期可产生四个心音，一般均能听到的是第一和第二心音。下面用心血管系统仿真模型解释心音的产生原理。 

第一心音发生在心室收缩期，持续时间约为0.1s，其音调较低，是心室开始收缩的标志。第一心音主要是由于心室肌收缩，由房室瓣关闭及相伴随的心室壁振动形成，此外主动脉瓣和肺动脉瓣开放，血液向大血管内流动，大血管壁的振动也与第一心音的产生有关。 

从心血管系统仿真模型的结构中可以看出，心室部分和瓣膜部分电路模型中包含有电阻Rmv，电容elv和电感Lmv等器件，根据电路的基本原理，电路中含有这些元件时，当满足一定的条件，电路会发生电磁振荡。第一心音的产生主要是由于在房室压差的作用下，二尖瓣和三尖瓣关闭所引起的一系列机械振动造成的，机械振动和电路振荡的具有相似性，因此可以用电路的电磁振荡来比拟二尖瓣和三尖瓣的机械振动。当心室和瓣膜模型在房室压差的作用下发生振荡时，可获得二阶电路方程如下： 

上式中，△P表示左右心室的压力差，q表示产生振动时流经二尖瓣的血容量的变化，Lmv表示二尖瓣中血液的惯性效应，Rmv表示二尖瓣的血流阻力，elv表示心室的心肌弹性系数。心室和心房的压力差△P可以由心血管系统仿真模型求得，根据二阶微分方程的解法可求得该方程的特解以及通解，并且根据特征方程可知，在Rmv²＜4Lmv·θlv时，振荡频率为： 

$f=\frac{\sqrt{\mathrm{Lmv}\·\mathrm{\θlv}-{\mathrm{Rmv}}^2}/4}{2\mathrm{\πLmv}}---\left(13\right)$

心房和心室的压力差作为一个驱动源，使得心室和瓣膜组成的电路模型产生电磁振荡，用该振荡波形来模拟第一心音。同理，右心室和三尖瓣组成的电路模型在右心房和右心室的激励下产生振荡，形成三尖瓣的振动波形。二尖瓣和三尖瓣的振动波形合成效果就形成了第一心音。 

第二心音的产生过程：发生在心脏舒张期的开始，频率较高，持续时间较短(约0.08秒)。产生的原因是主动脉瓣和肺动脉瓣Bav，Lav，Rav，Btv，Bpv，Lpv，Rpv关闭，瓣膜互相撞击以及大动脉Cart,Sart,Lart,Rart中血液减速和室内压(Pra,Prv)迅速下降引起的振动。第二心音的产生可以类比第一心音的产生过程，由于心室的压力与动脉压的压力差使得瓣膜关闭，可用类似的电路模型对其进行建模。从心血管系统仿真模型中得出心脏舒张期的一些心血管参数作为第二心音产生的初始条件，进行电路仿真，可以得到第二心音的仿真波形。 

第三心音和第四心音的产生过程可以看成是在心室充盈期，房室的血流量以及血流量的梯度产生的，第三和第四心音的频率和幅值与心室elv，erv的心肌弹性系数和心室对血流的粘性阻力(slv,srv)有关。 

Claims (7)

1.基于集总参数的心血管系统仿真模型，包括体循环子模型、肺循环子模型、心脏子模型、右心室和肺循环子模型之间的肺动脉瓣，以及左心室和体循环子模型之间的主动脉瓣，其中心脏子模型包括左心房、左心室，右心房、右心室四个腔室和心室中间的耦合壁，其特征是：所述心脏子模型中，左心房、左心室，右心房、右心室的游离壁均用依次串联的第一压力传感器、第二压力传感器、时变倒电容和电阻表示，心室中间的耦合壁的弹性用电容表示，其中，第一压力传感器端接地，电阻端为输出端，左心房和左心室之间的二尖瓣用依次串联在左心房的电阻端和左心室的电阻端之间的电感、电阻和伯努利阻抗表示；右心房和右心室之间的三尖瓣用依次串联在右心房的电阻端和右心室的电阻端之间的伯努利阻抗、电阻和电感表示，其中，第一压力传感器表示胸廓内压，第二压力传感器表示心包压，时变倒电容表示心肌的弹性系数，电阻表征血流粘性阻力，电感表示血流惯性，伯努利阻抗表示血流粘性的动态阻力。 

2.根据权利要求1所述的基于集总参数的心血管系统仿真模型，其特征是，所述肺循环子模型由肺动脉，肺静脉以及肺毛细血管级联组成，肺动脉、肺毛细血管和肺静脉均由两条并联的肺循环支路组成，其中，第一肺循环支路由依次串联的第一支路电阻和第一支路电感组成，第二肺循环支路由依次串联的第二支路电阻、第二支路电容和第二支路压力传感器组成，肺动脉、肺毛细血管和肺静脉的第二肺循环支路依次首尾连接；其中，第一支路电阻表示血液流动产生的阻力，第一支路电感表示血流的惯性，第二支路电阻表示弹性腔的内部阻力，第二支路电容表示血管的顺应性，第二支路压力传感器表示胸内压。 

3.根据权利要求1所述的基于集总参数的心血管系统仿真模型，其特征是，所述体循环子模型由主动脉、动脉、毛细血管、静脉和腔静脉组成，主动脉用依次串联的主动脉电容、主动脉第一电阻、主动脉电感和主动脉第二电阻表示，动脉、毛细血管、静脉和腔静脉均用两条并联的体循环支路表示，第一体循环支路由第一血管电阻和第一血管电容串联组成，第二体循环支路由第二血管电感和第二血管电阻串联组成，主动脉与动脉、毛细血管、静脉和腔静脉的第二体循环支路依次首位连接，其中电容表示血液的顺应性，电阻表示血流粘性阻力，电感表示血流惯性。 

4.根据权利要求1所述的基于集总参数的心血管系统仿真模型，其特征是，所述右心室和肺循环子模型输入端之间的肺动脉瓣用依次串联的电阻、伯努利阻抗和电感表示，其中，电阻表示肺动脉瓣的血流阻力，电感表示肺动脉瓣中血液的惯性效应，血流粘性的动态阻力； 

所述左心室和体循环子模型输入端之间的主动脉瓣用依次串联的电阻、伯努利阻抗和电感表示，电阻表示主动脉瓣的血流阻力，电感表示主动脉瓣中血液的惯性效应，伯努利阻抗表示 血流粘性的动态阻力。 

5.根据权利要求1所述的基于集总参数的心血管系统仿真模型，其特征是，左心室游离壁的时变倒电容elv的表达式如下： 

其中t_ee表示收缩期心室压力达到峰值的时刻，取值为0.3s，E_lva，E_lvb表示左心室时变倒电容的系数，改变该系数为E_rva，E_rvb则表示右心室倒电容的系数，用于计算右心室的游离壁的时变倒电容erv，F_L是一个比例因子，用来描述心室时变倒电容与心室容量之间的非线性特性，F_L由下式来描述： 

K_L=1-v_lv/v_max   (2) 

其中v_max是正常人的最大的心脏流体体积900ml，v_lv是指左心室的容量，描述右心室时将其变为v_rv； 

所述心房游离壁的时变倒电容的计算方式如下，左心房ela时变倒电容为： 

其中t_ac表示心房开始收缩的时刻，取值为0.696s，t_ar表示心房开始舒张，取值为0.835s，t_r表示的是一个心动周期，取值为0.855s，E_laa，E_lab表示左心房倒电容的系数，改变该系数为E_raa，E_rab则表示右心房倒电容的系数，用于计算右心房的游离壁的时变倒电容era，τ_lac，τ_lar分别表示一个心动周期内左心房收缩期持续的时间以及舒张期持续的时间，τ_rac，τ_rar分别表示一个心动周期内右心房收缩期持续的时间以及舒张期持续的时间。 

6.根据权利要求1所述的基于集总参数的心血管系统仿真模型，其特征是，所述心脏模型的表达式如下： 

其中Es表示耦合壁的弹性，是一个常数，Plv，Prv分别表示左右心室的压力，vlv，vrv分别表示左右心室的容量，elv，erv表示左右心室的时变倒电容。 

7.根据权利要求1所述的基于集总参数的心血管系统仿真模型，其特征是，所述心脏子模型中的参数值如下表： 

E_lva E_lvb E_laa E_lab E_rva E_rvb E_raa E_rab τ_lac τ_lar τ_rac τ_rar 1.43 0.03 0.07 0.09 0.26 0.022 0.04 0.06 0.4 0.05 0.4 0.05 E_lva E_lvb E_laa E_lab E_rva E_rvb E_raa E_rvb τ_lac τ_lar τ_rac τ_rar 1.43 0.03 0.07 0.09 0.26 0.022 0.04 0.06 0.4 0.05 0.4 0.05