本實(shí)用新型涉及生物醫(yī)學(xué)工程技術(shù)，尤其是涉及一種用于體外模擬血液循環(huán)的模擬腔室。

背景技術(shù)：

心室輔助裝置以及心臟瓣膜等心血管設(shè)備，為患有心血管疾病的病人提供了一種現(xiàn)代的解決方法。心血管設(shè)備需要進(jìn)行動(dòng)物實(shí)驗(yàn)測(cè)試其血流動(dòng)力學(xué)等性能，比如心室輔助裝置需要測(cè)試其為循環(huán)系統(tǒng)提供輔助的能力，這些動(dòng)物實(shí)驗(yàn)往往時(shí)間長(zhǎng)，耗費(fèi)大，而模擬血液循環(huán)系統(tǒng)可以在一定程度上替代動(dòng)物實(shí)驗(yàn)對(duì)心血管設(shè)備的性能進(jìn)行測(cè)試，從而縮短心血管設(shè)備的研發(fā)時(shí)間和耗費(fèi)。

目前，絕大多數(shù)的模擬血液循環(huán)系統(tǒng)仍然采用傳統(tǒng)的實(shí)物制作方式來(lái)模擬血液循環(huán)系統(tǒng)的主要特征，比如使用注有一定壓縮空氣的容器來(lái)模擬血管的順應(yīng)性，采用節(jié)流閥來(lái)實(shí)現(xiàn)血管的集總阻力模擬等。對(duì)于心臟泵血的模擬，采用壓縮空氣或者活塞桿驅(qū)動(dòng)容器中的液體排出或者吸入的方式實(shí)現(xiàn)，容器內(nèi)的壓力不是實(shí)時(shí)控制的，由后續(xù)的負(fù)載（節(jié)流閥等）決定，而實(shí)際中很難使用節(jié)流閥等精確地再現(xiàn)循環(huán)系統(tǒng)的負(fù)載，因此其模擬得到的壓力與人體中的壓力波形有較大不同。

血液循環(huán)系統(tǒng)數(shù)值模型近來(lái)已經(jīng)得到了較大的發(fā)展，可以實(shí)現(xiàn)集總參數(shù)模型或者更加詳細(xì)的分布式參數(shù)模型，因此理論上可以從數(shù)值模型中獲得循環(huán)系統(tǒng)中任何一個(gè)人們所關(guān)心的位置的壓力波形，例如左心室、主動(dòng)脈和肺動(dòng)脈的壓力波形。

隨著現(xiàn)代數(shù)據(jù)采集和控制技術(shù)的發(fā)展，硬件在環(huán)仿真也成為可能，其綜合了數(shù)值模擬和實(shí)物測(cè)試的優(yōu)勢(shì)。在心血管設(shè)備的體外性能測(cè)試中，讓數(shù)值模型提供設(shè)備的參考工作狀況，比如心室輔助裝置的進(jìn)出口壓力等，使用反饋控制技術(shù)在物理上實(shí)現(xiàn)這種工作狀況，將會(huì)成為一個(gè)很好的解決方案。

技術(shù)實(shí)現(xiàn)要素：

本實(shí)用新型的目的是提供一種用于體外模擬血液循環(huán)的模擬腔室，能夠?qū)崿F(xiàn)對(duì)心室腔、心房腔以及動(dòng)脈腔等的模擬。

為了達(dá)到上述目的，本實(shí)用新型采用的技術(shù)方案如下：

本實(shí)用新型包括直線電機(jī)、電機(jī)主軸、活塞、隔膜、氣體腔室、壓力聯(lián)通孔、液位傳感器、壓力傳感器、容積控制連接口、測(cè)試設(shè)備連接口、雙向泵和液體腔室；氣體腔室位于液體腔室上面，氣體腔室一側(cè)裝有直線電機(jī)，直線電機(jī)驅(qū)動(dòng)活塞能在電機(jī)主軸上來(lái)回移動(dòng)，活塞上套有具有彈性的隔膜，而使氣體腔室成為密封腔室，氣體腔室上裝有液位傳感器，氣體腔室與液體腔室之間開(kāi)有壓力連通孔；液體腔室下部分別開(kāi)有與雙向泵相連的容積控制連接口和用于連接待測(cè)試設(shè)備的測(cè)試設(shè)備連接口，液體腔室下底面裝有壓力傳感器。

所述雙向泵是采用兩個(gè)相反液體輸送方向的單向泵組成。

本實(shí)用新型具有的有益效果是：

準(zhǔn)確的腔室壓力模擬，模擬腔室的標(biāo)準(zhǔn)參考?jí)毫Γㄐ氖覊?、主?dòng)脈壓等）來(lái)自于計(jì)算機(jī)中血液循環(huán)系統(tǒng)數(shù)值模型的實(shí)時(shí)運(yùn)算，通過(guò)反饋控制使腔室內(nèi)的壓力實(shí)時(shí)地跟隨參考?jí)毫?，同時(shí)直線電機(jī)的定位精度高，通過(guò)壓縮氣體體積改變壓力的能力好，因此模擬得到的壓力波形更加準(zhǔn)確；生理參數(shù)易調(diào)節(jié)，心率、心室收縮能力、血管順應(yīng)性和阻力等生理參數(shù)都在血液循環(huán)系統(tǒng)數(shù)值模型中設(shè)置，可以方便得進(jìn)行連續(xù)的調(diào)節(jié)；功能多樣化，本實(shí)用新型能夠靈活方便地實(shí)現(xiàn)包括左右心室、心房以及主動(dòng)脈和肺動(dòng)脈等多個(gè)循環(huán)系統(tǒng)腔室在正常生理和病理等多種狀況下的模擬，可應(yīng)用于左、右心室輔助裝置或者心臟瓣膜等心血管設(shè)備的體外性能測(cè)試，功能十分多樣化。

附圖說(shuō)明

圖1是本實(shí)用新型的結(jié)構(gòu)示意圖。

圖2是本實(shí)用新型實(shí)現(xiàn)方法的原理框圖。

圖3是本實(shí)用新型兩個(gè)模擬腔室連接形成部分體外模擬循環(huán)測(cè)試系統(tǒng)的示意圖。

圖中：1、直線電機(jī)，2、電機(jī)主軸，3、活塞，4、隔膜，5、氣體腔室，6、壓力聯(lián)通孔，7、液位傳感器，8、壓力傳感器，9、容積控制連接口，10、測(cè)試設(shè)備連接口，11、雙向泵，12、液體腔室；3-1、模擬左心室腔，3-2、模擬主動(dòng)脈腔，3-3、待測(cè)試人工主動(dòng)脈瓣膜或者人工血泵。

具體實(shí)施方式

下面結(jié)合附圖和實(shí)施例對(duì)本實(shí)用新型做進(jìn)一步的說(shuō)明。

如圖1所示，本實(shí)用新型包括直線電機(jī)1、電機(jī)主軸2、活塞3、隔膜4、氣體腔室5、壓力聯(lián)通孔6、液位傳感器7、壓力傳感器8、容積控制連接口9、測(cè)試設(shè)備連接口10、雙向泵11和液體腔室12；氣體腔室5位于液體腔室12上面，氣體腔室5一側(cè)裝有直線電機(jī)1，直線電機(jī)1驅(qū)動(dòng)活塞3能在電機(jī)主軸2上來(lái)回移動(dòng)，活塞3上套有具有彈性的隔膜4，而使氣體腔室5成為密封腔室，氣體腔室5上裝有液位傳感器7，氣體腔室5與液體腔室12之間開(kāi)有壓力連通孔6，使液體腔室12的壓力與氣體腔室5保持相對(duì)一致；液體腔室12下部分別開(kāi)有與雙向泵11相連的容積控制連接口9和用于連接待測(cè)試設(shè)備的測(cè)試設(shè)備連接口10，液體腔室12下底面裝有壓力傳感器8，液位傳感器7和壓力傳感器8分別采集液體腔室12內(nèi)的液位和壓力變化。

所述雙向泵11是采用兩個(gè)相反液體輸送方向的單向泵組成。

如圖1、圖2所示，模擬腔室與血液循環(huán)系統(tǒng)數(shù)值模型通過(guò)數(shù)據(jù)采集接口交互作用，血液循環(huán)系統(tǒng)數(shù)值模型產(chǎn)生標(biāo)準(zhǔn)心室參考?jí)毫?、心房參考?jí)毫?、主?dòng)脈參考?jí)毫蚍蝿?dòng)脈參考?jí)毫?，通過(guò)軟件中的壓力控制器控制活塞3移動(dòng)使液體腔室12壓力跟隨標(biāo)準(zhǔn)參考?jí)毫?，壓力傳感?實(shí)時(shí)測(cè)量液體腔室12內(nèi)的壓力作為壓力控制器的反饋；容積控制器控制雙向泵11正反運(yùn)轉(zhuǎn)，維持液體腔室12內(nèi)液位恒定，液位傳感器7實(shí)時(shí)測(cè)量液體腔室12內(nèi)的液位作為容積控制器的反饋。

所述直線電機(jī)1根據(jù)壓力傳感器8實(shí)時(shí)測(cè)量的反饋壓力，控制活塞3在電機(jī)主軸2上來(lái)回移動(dòng)對(duì)氣體腔室5內(nèi)的氣體進(jìn)行不同程度地壓縮，使模擬腔室內(nèi)的實(shí)際壓力實(shí)時(shí)并準(zhǔn)確地跟隨來(lái)自血液循環(huán)系統(tǒng)數(shù)字模型的標(biāo)準(zhǔn)心室參考?jí)毫?、心房參考?jí)毫?、主?dòng)脈參考?jí)毫蚍蝿?dòng)脈參考?jí)毫Α?/p>

所述液位傳感器7實(shí)時(shí)測(cè)量液體腔室12內(nèi)的液位，反饋到容積控制器，改變雙向泵11的液體輸送方向以及轉(zhuǎn)速，從而使液體腔室12內(nèi)的液體容積維持在設(shè)定值。

以左心室為例，詳細(xì)描述本實(shí)用新型對(duì)模擬左心室腔的具體實(shí)現(xiàn)過(guò)程。

如圖2所示，血液循環(huán)系統(tǒng)數(shù)值模型進(jìn)行實(shí)時(shí)運(yùn)行計(jì)算，得到標(biāo)準(zhǔn)的左心室參考?jí)毫?，此參考?jí)毫﹄S著血液循環(huán)系統(tǒng)數(shù)值模型參數(shù)的變化而變化，同時(shí)血液循環(huán)系統(tǒng)數(shù)值模型可以接受來(lái)自其它傳感器例如流量傳感器等的數(shù)據(jù)，也能經(jīng)實(shí)時(shí)運(yùn)算改變左心室的參考?jí)毫?，即此參考?jí)毫κ菍?shí)時(shí)動(dòng)態(tài)變化的。此左心室參考?jí)毫蛨D1中的壓力傳感器8測(cè)得的液體腔室12內(nèi)的實(shí)時(shí)壓力數(shù)據(jù)相比較，并通過(guò)軟件中的壓力控制器，經(jīng)數(shù)據(jù)采集接口輸出控制信號(hào)控制直線電機(jī)1的運(yùn)轉(zhuǎn)，并帶動(dòng)活塞3在電機(jī)主軸2上來(lái)回移動(dòng)定位，不同程度地壓縮由隔膜4和腔室壁形成的密封氣體腔室5中的氣體，從而改變氣體腔室5中的壓力，繼而通過(guò)壓力聯(lián)通孔6使液體腔室12中的壓力也發(fā)生改變。這種壓力變化被壓力傳感器8實(shí)時(shí)捕獲，重新反饋給軟件中的壓力控制器，用來(lái)計(jì)算直線電機(jī)1的下一步控制信號(hào)。通過(guò)整個(gè)壓力反饋控制，模擬腔室內(nèi)的壓力將實(shí)時(shí)地跟蹤來(lái)自數(shù)值模型的左心室參考?jí)毫?。此外，由于測(cè)試設(shè)備連接口10在接入設(shè)備后會(huì)有液體流出或流入，為了保持液體腔室12中的液體容量，避免液體完全流失或者溢出到氣體腔室5中，同時(shí)減少液體容量的大幅度變化對(duì)壓力控制的干擾，設(shè)計(jì)了模擬腔室的液體容積控制回路。該容積控制器接受來(lái)自液位傳感器7測(cè)量液體腔室12得到的實(shí)時(shí)液位數(shù)據(jù)，與預(yù)先的設(shè)定值進(jìn)行比較，經(jīng)計(jì)算后通過(guò)數(shù)據(jù)采集接口輸出控制信號(hào)，改變通過(guò)容積控制連接口9與液體腔室12相連接的雙向泵11的液體輸送方向和轉(zhuǎn)速，從而相應(yīng)地增加和減少模擬腔室中的液體容積，使其維持在設(shè)定值。通過(guò)上述方式，模擬腔室實(shí)現(xiàn)了對(duì)左心室壓力的實(shí)時(shí)模擬，可為左心室輔助裝置或者主動(dòng)脈瓣膜的性能測(cè)試提供合適的血流動(dòng)力學(xué)測(cè)試環(huán)境。本實(shí)用新型中血液循環(huán)系統(tǒng)數(shù)值模型及壓力和容積控制器是采用Matlab等編程來(lái)實(shí)現(xiàn)。

如圖3所示，根據(jù)上述模擬左心室腔室的實(shí)現(xiàn)，同樣方法可實(shí)現(xiàn)模擬主動(dòng)脈腔室，將模擬左心室腔3-1和模擬主動(dòng)脈腔3-2相連接，可以迅速地形成一個(gè)體循環(huán)的體外模擬循環(huán)系統(tǒng)，模擬左心室腔3-1和模擬主動(dòng)脈腔3-2由獨(dú)立的相同軟件控制，待測(cè)試人工主動(dòng)脈瓣膜或者人工血泵3-3接入模擬左心室腔3-1和模擬主動(dòng)脈腔3-2之間，進(jìn)行血流動(dòng)力學(xué)等性能測(cè)試。模擬左心室腔3-1和模擬主動(dòng)脈腔3-2為待測(cè)試人工主動(dòng)脈瓣膜或者人工血泵3-3提供了與人體血液循環(huán)相一致的進(jìn)出口壓力環(huán)境。本實(shí)用新型可用于人工主動(dòng)脈瓣膜或者左心室輔助人工血泵的體外性能評(píng)估。

本實(shí)用新型可以通過(guò)將模擬左右心室腔、模擬主動(dòng)脈腔和模擬肺動(dòng)脈腔等多個(gè)不同的模擬腔室相連接，迅速地形成一個(gè)包括體循環(huán)和肺循環(huán)的完整的體外模擬循環(huán)系統(tǒng)，從而對(duì)相應(yīng)的左、右心室輔助裝置甚至雙心室輔助裝置或者心臟瓣膜等心血管設(shè)備進(jìn)行血流動(dòng)力學(xué)等性能測(cè)試。

上述具體實(shí)施方式用來(lái)解釋說(shuō)明本實(shí)用新型，而不是對(duì)本實(shí)用新型進(jìn)行限制，在本實(shí)用新型的精神和權(quán)利要求的保護(hù)范圍內(nèi)，對(duì)本實(shí)用新型作出的任何修改和改變，都落入本實(shí)用新型的保護(hù)范圍。