一种用于体外模拟循环系统的活塞式心室模拟器

摘要

本发明涉及一种用于体外模拟循环系统的活塞式心室模拟器，包括心室、活塞、驱动机构，所述心室的下端设置有进液口和出液口，所述活塞与所述心室内壁间隙配合，所述活塞与所述驱动机构连接，所述驱动机构驱动所述活塞向下直线运动。本发明的活塞式心室模拟器具有加工容易、驱动方式简单且精确等优势，而且在实现体外测试系统小型化、模组化上有很大的优势，且衡力弹簧的设置，消除对活塞往上直线运动的影响，实现心室的被动舒张，实现心室被动填充的准确模拟。

说明书

技术领域

本发明涉及一种模拟器，尤其涉及一种用于体外模拟循环系统的活塞式心室模拟器。

背景技术

模拟循环系统是一套模拟人体血液循环的装置，提供各种心血管人工器官性能和生理相容性的体外评价平台，包括心室辅助装置或人工机械瓣膜的测试。目前，在模拟循环系统中获得的体外测试结果已经和动物实验共同成为心血管人工器官取得临床许可前的重要依据。模拟循环系统包括模拟心室泵血功能的心室模拟器以及模拟血管弹性和阻力的元件。通过调整心室模拟器的心率、收缩期舒张期比值、心搏量、血管元件的顺应性以及阻力，可以获得各种生理状态下的心输出量、心室压、动静脉压以及其他重要血流动力学参数。

目前国内开发的模拟循环系统中所使用的心室模拟器，无法模拟支配心肌收缩舒张的Frank-Starling机制。实现心室的Frank-Starling机制包含两个重要的技术，一是实现心室在舒张期的被动填充，二是根据心室被动充盈的量产生对应的心搏量。黄欢(模拟循环系统中的主动脉流间接测量[J].上海交通大学学报,2012,07期(7):1138-1141)设计的模拟循环系统，如图1所示，左心室是通过气动系统主动控制心室的收缩或舒张，没有实现生理学的心室被动填充，也就是心室被动舒张，模拟心室被动填充无法准确模拟，虽然满足了心室泵血的收缩功能，但是这种模拟循环系统不能真实的模拟人体在心血管器官介入后的生理响应。

国外开发能够实现Frank-Starling机制的心室模拟器采用气驱动的硅胶心室，驱动系统的体积大，而且难以实现精准迅速的动作控制。

发明内容

本发明克服了现有技术的不足，提供一种用于体外模拟循环系统的活塞式心室模拟器。

为达到上述目的，本发明采用的技术方案为：一种用于体外模拟循环系统的活塞式心室模拟器，包括心室、活塞、驱动机构，所述心室的下端设置有进液口和出液口，所述活塞与所述心室内壁间隙配合，所述活塞与所述驱动机构连接，所述驱动机构驱动所述活塞向下直线运动。

本发明一个较佳实施例中，一种用于体外模拟循环系统的活塞式心室模拟器进一步包括还设置有衡力弹簧，所述衡力弹簧通过连接件与所述驱动机构连接。

本发明一个较佳实施例中，一种用于体外模拟循环系统的活塞式心室模拟器进一步包括所述衡力弹簧为磁力弹簧。

本发明一个较佳实施例中，一种用于体外模拟循环系统的活塞式心室模拟器进一步包括所述驱动机构为直线电机，所述直线电机的动子与所述活塞连接。

本发明一个较佳实施例中，一种用于体外模拟循环系统的活塞式心室模拟器进一步包括所述驱动机构为滚珠丝杆电机，所述滚珠丝杆电机的滚珠丝杆与所述活塞连接。

本发明一个较佳实施例中，一种用于体外模拟循环系统的活塞式心室模拟器进一步包括所述动子与所述活塞螺纹连接。

本发明一个较佳实施例中，一种用于体外模拟循环系统的活塞式心室模拟器进一步包括所述活塞的材质为有机玻璃或铝。

本发明解决了背景技术中存在的缺陷，本发明的活塞式心室模拟器具有加工容易、驱动方式简单且精确等优势，而且在实现体外测试系统小型化、模组化上有很大的优势，且衡力弹簧的设置，消除对活塞往上直线运动的影响，实现心室的被动舒张，实现心室被动填充的准确模拟。

附图说明

下面结合附图和实施例对本发明进一步说明。

图1是现有体外模拟循环系统的结构示意图；

图2是本发明的优选实施例一的结构示意图；

图3是本发明的优选实施例一的动子与活塞、衡力弹簧连接的立体图；

图4是图3的主视图；

图5是图3的左视图；

图6是本发明的优选实施例一的连接件的立体图；

图7是本发明的优选实施例一的活塞与心室的间隙配合结构示意图；

图8是本发明的优选实施例一的应用结构示意图；

图9是模拟Frank-Starling机制的控制流程图；

图10是本发明的优选实施例二的结构示意图。

具体实施方式

现在结合附图和实施例对本发明作进一步详细的说明，这些附图均为简化的示意图，仅以示意方式说明本发明的基本结构，因此其仅显示与本发明有关的构成。

实施例一

如图2所示，一种用于体外模拟循环系统的活塞式心室模拟器，包括心室2、活塞4、驱动机构，心室2的下端设置有进液口6和出液口8，活塞4与心室2内壁间隙配合，活塞4与驱动机构连接，驱动机构驱动活塞4向下直线运动，实现心室2的主动收缩，当驱动机构的驱动力消失时，由于活塞4与心室2内壁间隙配合，通过模拟循环系统内部力，也就是模拟循环系统内液体的循环流动，进液口6和出液口8形成压力差，带动活塞4向上直线运动，实现心室2的被动舒张，也就是实现心室2的被动填充。

如图3-图6所示，还设置有衡力弹簧10，衡力弹簧10通过连接件12与驱动机构连接。优选衡力弹簧10为磁力弹簧，磁力弹簧的定磁体安装在驱动机构上，动磁体与连接件12连接。衡力弹簧10并不局限于磁力弹簧，也可以为电磁弹簧或机械弹簧。优选驱动机构为直线电机14，直线电机14的动子16与活塞4连接。优选连接件12包括连接件本体18、设于连接件本体18上的第一卡孔20和第二卡孔22，第一卡孔20与连接件本体18的侧端之间连通有缺口24，连接件本体18上设有螺纹孔26，动子16穿过第一卡孔20，通过螺丝28旋入连接件本体18上的螺纹孔26将动子16锁紧在连接件本体18上，衡力弹簧10卡入第二卡孔22。优选动子16与活塞4螺纹连接。通过衡力弹簧10的设置将动子16、活塞4和连接件12的重力平衡掉，消除对活塞4往上直线运动的影响。

优选活塞4的材质为有机玻璃，但并不局限于有机玻璃，也可以为铝。

如图7所示，由于活塞4与心室2内壁采用间隙配合，考虑到缝隙流动原理，液体在缝隙中损失的流量计算如下：

当h/r<<1时，其中h代表的是间隙的大小，r代表的是活塞4的半径，相当于液压元件内配合间隙的情况，可以将环形缝隙沿圆周方向展开，把环形缝隙间流动近似的看作是平行板缝隙间的流动，只要将b＝πd代入，就可得到这种情况下的流量。

$>q=\pi d(\frac{h^3}{12\mu l}\Delta p\pm \frac{{\mu }_0}{2}h)---\left(1\right)$>

q---流量

d---活塞直径

μ---粘度

h---间隙的大小

l---间隙的长度

Δp---液体流出端与流入段的压差

首先根据《互换性与技术测量》原理，选择H8/h7，此时：轴(IT7)，孔(IT8)，则：h_max＝0.038mm。

$>\frac{h_{\max }}{r}=9.5\times {10}^{-4}<<1---\left(2\right)$>

当数量级是0.1％就可以使用<<

运用公式(1)：

其中Δp＝15960pa(人正常生理状态下的值,以及心率60次/min，收缩期与舒张期比值2:3)，则：

$>{\mu }_0=\frac{S}{t}=\frac{16}{0.4}=40mm/s---\left(3\right)$>

S---活塞单程的运动距离(心室收缩)

t---收缩期的时间

其中S的值，正常人生理每搏动输出量(strokevolume)为80ml，优选心室的面积为50cm²(心室半径r为4cm)，所以S为16mm。

其中t的值，心率1次/s，并且收缩期与舒张期比值为2:3，所以t为0.4s。

d为80mm，l为20mm，液体粘度μ采用与血液相近的粘度(4cp，1cp＝1厘泊＝1mPa·s)，根据公式(1)：q＝0.229±0.191ml/s，可以看出活塞4在运动的过程中间隙每秒损失的流量小于6‰，可以忽略。

如图8所示，本发明在使用时，心室2的进液口6与体静脉室30连接，心室2的出液口8与主动脉顺应性室32连接，心室2内的液体通过第一单向阀34进入到主动脉顺应性室32中，然后经过流量计36测量动脉流量，再经过阻力阀38进入到体静脉室30中，最后经过第二单向阀40进入心室2中，模拟人体体静脉循环。如图9所示，心室2被动填充模拟过程如下：首先根据人不同的心率给直线电机14执行给定每分钟执行的次数，比如人一分钟60跳，则直线电机14一分钟做60次循环运动，再根据心室2收缩期与舒张期的比值调整活塞4向下直线运动与向上直线运动的时间比，活塞4向下直线运动的时间也就是直线电机14上电的时间。开始时，给直线电机14上电，动子16推动活塞4向下直线运动，活塞4推进，心室2收缩，接着直线电机14断电，直线电机14不工作，模拟循环系统内部力将活塞4推动往上直线运动，活塞4后退，心室被动舒张。根据活塞4的后退量计算心室2的被动充盈量和对应的心搏量。

实施例二

如图10所示，实施例二与实施例一的区别在于：驱动机构为滚珠丝杆电机42，滚珠丝杆电机42包括旋转电机44和滚珠丝杆46，滚珠丝杆46与活塞4连接。

心室2被动填充模拟过程如下：首先根据人不同的心率给旋转电机44执行给定每分钟执行的次数，比如人一分钟60跳，则旋转电机44一分钟做60次循环运动，再根据心室2收缩期与舒张期的比值调整活塞4向下直线运动与向上直线运动的时间比，活塞4向下直线运动的时间也就是旋转电机44上电的时间。开始时，给旋转电机44上电，滚珠丝杆46推动活塞4向下直线运动，活塞4推进，心室2收缩，接着旋转电机44断电，旋转电机44不工作，模拟循环系统内部力将活塞4推动往上直线运动，活塞4后退，心室被动舒张。根据活塞4的后退量计算心室2的被动充盈量和对应的心搏量。

以上依据本发明的理想实施例为启示，通过上述的说明内容，相关人员完全可以在不偏离本项发明技术思想的范围内，进行多样的变更以及修改。本项发明的技术性范围并不局限于说明书上的内容，必须要根据权利要求范围来确定技术性范围。