CN111448600B - 对肺部漏气进行建模 - Google Patents

Abstract

一般来讲，本发明提供了用于对肺部漏气进行建模的系统、方法和装置。在示例性实施方案中，所述系统、方法和装置提供一种模型以允许在体外模拟负压和正压通气模式，这可以允许估计和研究病理学和干预措施。除通气功能之外，所述模型还包括肺部样本浸入室内的流体中，并且使所述流体循环通过收集系统以收集从所述肺部泄漏的空气。所述模型可以允许对漏气的实时量化和视觉观察。

Description

对肺部漏气进行建模

相关申请的交叉引用

本申请要求于2017年12月6日提交的名称为“Ex Vivo Modeling ofPerioperative Air Leaks in Porcine Lungs”的美国临时专利申请62/595,284的优先权，该美国临时专利申请据此全文以引用方式并入。

技术领域

本公开整体涉及对肺部漏气进行建模。

背景技术

持续性漏气(PAL)是肺切除术后最常见的并发症之一。大多数PAL在外科切除后或术后第一天便立即出现。多项研究表明，漏气(尤其是PAL)与多种术后并发症(诸如脓胸、肺不张、肺炎和死亡的风险增加)相关联。胸外科医师协会(STS)将PAL定义为延长了原本必要的住院时间的漏气。对于肺叶切除术，基于不同的分类，这可能是术后第四天、第五天或第六天。漏气会由于持续性胸管引流和住院而增加患者的不适感，并且由于增加住院和门诊资源的使用而导致医疗费用的增加。

已经提出了许多与胸外科手术后漏气相关联的风险因素。这些因素各不相同，并包括患者性别、存在粘连、存在气胸或不完全肺裂、上肺叶切除术、进行解剖切除、存在慢性阻塞性肺病、术前使用类固醇、肺实质脆弱或老化、需要肺活动化的粘连、身体质量指数、外科技术、外科医生的经验、术后胸管管理(抽吸与水封)以及先前存在的肺小泡(bleb)破裂。遗憾的是，这些因素不能完全预测；另外，由于护理标准通常涉及等待泄漏予以解决，因此外科医生很少重新进行手术来解决PAL，从而进一步限制了有关泄漏病因学的知识。对PAL病因学的更深入了解可以帮助推动PAL的治疗和护理方面的创新，并且最终减少和预防PAL的发生。

迄今为止，外科与台式模型都受到限制，这阻碍了对PAL的理解和解决。已经在体内和离体模型中对漏气进行了模拟，但是尚缺乏研究表明漏气的来源、量化漏气的体积和/或频率，或者在生理相关的力学和疾病状态下研究泄漏。体内模型通常限于使用没有疾病且通常没有高泄漏风险的年轻健康的动物。尽管这些模型十分贴近地反映了适当的肺部力学，但它们不允许直接观察泄漏部位或量化泄漏速率。现有的离体模型准许对泄漏部位的直接观察，并且可以更轻松地量化泄漏速率，但是通常在呼吸机辅助的呼吸下执行，呼吸机的通气机制与生理呼吸不同。没有一种方法被严格地用于研究导致漏气的可能的压力源，诸如咳嗽或生理性深呼吸。

考虑到较低的成本、使用非专用动物组织的能力以及直接观察和量化泄漏的能力，离体分离的肺部模型提供了以受控的系统方式进行功能和生物学测试的可能性。至少从1989年以来一直在使用此类分离的肺部模型，并且最近的迭代已经推进了生理状况的量化和控制；然而，复制生理指标(更具体地，围手术期状况和各种通气模态)的目标已被证明是困难的。讲远一点，已经开发了离体肺灌注(EVLP)方案作为在移植前估计和再调节肺部的技术，并且可以为改进的离体肺部模型提供有趣的扩展。在EVLP期间，将实时监测肺部功能，包括dO₂、dCO₂、葡萄糖和其它参数，从而提供对细胞健康状态和整体组织功能的定量评估。尽管高度复杂，但是当前的EVLP系统并未尝试模仿胸膜腔的生理机能。相反，肺部暴露于空气并且使用正压进行通气。然而，EVLP提供了大量的原理验证，表明可以对肺部进行通气和离体灌注数小时，以观察其生理功能、评估组织健康状态以及(在一定程度上)修复猪和人肺的损伤。

因此，仍然需要改进对肺部漏气的建模。

发明内容

一般来讲，提供了用于对肺部漏气进行建模的系统、方法和装置。

在一个方面，提供了一种医疗漏气建模系统，在一个实施方案中，该医疗漏气建模系统包括：第一液密气密室，该第一液密气密室被配置成在其中具有液体并且肺部浸入在第一液密气密室中的液体中；第二液密气密室；管，该管连接第一液密气密室和第二液密气密室以允许液体在第一液密气密室和第二液密气密室之间循环；第一泵，该第一泵被配置成能够使流体在第一液密气密室至第二液密气密室之间循环；传感器，该传感器被配置成能够感测第二液密气密室中的液体填充水平；以及控制单元，该控制单元操作地联接到传感器。控制单元被配置成能够响应于传感器感测到填充水平的阈值量的变化来启动第二泵，以使泵将液体从第一液密气密室泵送到第二液密气密室。

该系统能够以多种方式变化。例如，流体可包括液体和空气，第二泵可以是蠕动泵，并且控制单元可以被配置成能够使用蠕动泵在将液体从第一液密气密室泵送到第二液密气密室时的旋转量来确定由第一泵从第一液密气密室向第二液密气密室移动的空气量。对于另一个示例，系统可包括被配置成能够浸入第一液密气密室中的液体中的球囊。

对于另一个示例，系统可包括定位在第一液密气密室之外并且被配置成能够使浸入第一液密气密室中的液体中的肺部膨胀和收缩的压力机构。在至少一些实施方案中，压力机构可包括：呼吸机，该呼吸机被配置成能够向浸入第一液密气密室中的液体中的肺部提供振荡正压；和/或活塞，该活塞被配置成能够向浸入第一液密气密室中的液体中的肺部提供负压。在至少一些实施方案中，系统可包括被配置成能够浸入第一液密气密室中的液体中的球囊，并且该球囊可以被配置成能够响应于肺部的膨胀而从默认的膨胀状态收缩。

又如，第一液密气密室的顶壁具有穹顶形状，以允许在顶壁和第一液密气密室中的液体的顶部之间收集空气。在至少一些实施方案中，系统可包括位于穹顶形状的顶部处的端口，系统可包括连接至端口和第二液密气密室的第二管，穹顶形状可以是顶壁的唯一穹顶形状，并且第一泵可以被配置成能够使流体循环通过第二管。在至少一些实施方案中，穹顶形状可以在顶壁中包括多个穹顶形状，这些穹顶形状中的每个可以在其顶部处具有端口，并且第一泵可以被配置成能够使流体循环通过多个端口中的所选择的一个端口。

再如，系统可以在第一液密气密室的壁中包括气管插管端口，并且气管端口可以被配置成能够操作地联接到肺部，以允许液体通过气管端口从肺部流出并且从第一液密气密室流出。在至少一些实施方案中，第二管可以从气管端口延伸到第一液密气密室之外，夹管阀可以沿第二管定位，并且夹管阀可以被配置成能够在打开位置和闭合位置之间选择性地运动，在打开位置中，夹管阀不阻塞通过第二管的流动，在闭合位置中，夹管阀阻塞通过第二管的流动。

对于另一个示例，系统可包括加热器，该加热器操作地联接到第一液密气密室并且被配置成能够加热浸入第一液密气密室中的液体中的肺部。再如，控制单元可以被配置成能够响应于传感器感测到填充水平基本上等于预先确定的填充水平而停用第二泵以结束从第二液密气密室中移除空气。又如，第一液密气密室的壁可以是透明的，以允许从第一液密气密室的外部观察第一液密气密室中的肺部。

在另一个实施方案中，医疗漏气建模系统包括第一液密气密室。该第一液密气密室被配置成在其中具有液体，浸入液体中的肺部与第一液密气密室的底壁相邻，第一液密气密室的顶壁包括穹顶部分，该穹顶部分允许在顶壁和第一液密气密室中的液体顶部之间收集空气，并且穹顶部分的顶部在其中具有端口，该端口被配置成能够允许所收集的空气从该端口通过离开。该系统还包括压力机构，该压力机构被定位在第一液密气密室之外并且被配置成能够使浸入第一液密气密室中的液体中的肺部膨胀和收缩。响应于膨胀和收缩，肺部中存在的泄漏将空气从肺部中释放到液体中，然后释放到穹顶部分中。

该系统能够以多种方式变化。例如，系统可包括被配置成能够浸入第一液密气密室中的液体中的球囊，并且该球囊可以被配置成能够响应于肺部的膨胀而从默认的膨胀状态收缩。再如，压力机构可包括以下项中的至少一个：呼吸机，该呼吸机被配置成能够向浸入第一液密气密室中的液体中的肺部提供振荡正压；以及活塞，该活塞被配置成能够向浸入第一液密气密室中的液体中的肺部提供负压。又如，系统可包括：第二液密气密室，该第二液密气密室与第一液密气密室流体连通；第一泵，该第一泵被配置成能够将流体泵送通过端口进入第二液密气密室；传感器，该传感器被配置成能够感测第二液密气密室中液体的液体填充水平；以及控制单元，该控制单元操作地联接到传感器并且被配置成能够响应于传感器感测到填充水平的阈值量的变化而启动第二泵，以使第二泵将液体从第一液密气密室泵送到第二液密气密室。

在另一方面，提供了一种医疗漏气建模方法，在一个实施方案中，该方法包括在第一液密气密室和第二液密气密室之间循环流体。第一液密气密室中具有浸入液体中的肺部。该方法还包括用传感器感测第二液密气密室中的液体填充水平，并且，响应于传感器感测到填充水平的阈值量的变化而启动蠕动泵，以使泵将液体从第一液密气密室泵送到第二液密气密室。该方法还包括使用蠕动泵在将空气从第一液密气密室泵送到第二液密气密室时的旋转量来确定在流体循环期间从肺部泄漏的空气量。

附图说明

通过以下结合附图所作的详细描述，将更充分地理解本发明，在附图中：

图1为用于对肺部中的漏气进行建模的模型的一个实施方案的示意图；

图2为图1的模型的另一个示意图；

图3为图1的模型的第一液密气密室中的肺部的俯视图；

图4为图1的模型的第一液密气密室中的压缩构件的俯视图；

图5为图1的模型的一部分的示意图；

图6为图1的模型的另一部分的示意图；

图7为图1的第一液密气密室的顶壁的示意性俯视图；

图8为用于对肺部中的漏气进行建模的模型的第一液密气密室的顶壁的另一个实施方案的透视示意图；

图9为图8的顶壁的另一个透视图；

图10为用于对肺部中的漏气进行建模的模型的第一液密气密室的顶壁的另一个实施方案的示意性俯视图；

图11为用于对肺部中的漏气进行建模的模型的第一液密气密室的顶壁的又一个实施方案的透视示意图；

图12为图11的顶壁的另一个透视图；

图13为图11的顶壁的示意性俯视图；

图14为图7的顶壁的透视图；

图15为图1的模型的又一部分的示意图；

图16为图1的模型的另一部分的示意图；

图17为图1的模型的另一部分的示意图；

图18为图1的模型的活塞的透视图；

图19为图1的模型的致动器的透视图；

图20为用于对肺部中的漏气进行建模的模型的另一个实施方案的一部分的透视图；

图21为计算机系统的一个实施方案的示意图；

图22为示出闭合性胸腔和气管压力与时间的关系的曲线图；

图23为示出拔管后的室压力和气管压力与时间的关系的曲线图；

图24为示出闭合性胸部(气管)的平均流速-容积环的图；

图25为示出闭合性胸部(气管)的平均容积-压力环的图；

图26为示出拔管后(气管)的平均流速-容积环的图；

图27为示出拔管后(室)的平均容积-压力环的图；

图28为示出拔管后(气管)的平均容积-压力环的图；

图29为示出测得的容积平均值与归一化时间的关系的曲线图；

图30为示出归一化的平均泄漏速率的图；

图31为示出电阻抗断层摄影(EIT)峰吸气的图像；

图32为示出左右肺部之间的潮气量百分比的曲线图；

图33为示出总阻抗变化与时间的关系的曲线图；并且

图34为示出灌注液气体分析与灌注时间的关系的曲线图。

具体实施方式

现在将描述某些示例性实施方案以从整体上理解本文所公开的装置、系统和方法的结构、功能、制造和使用的原理。这些实施方案的一个或多个示例在附图中示出。本领域的技术人员将会理解，在本文中具体描述的和在附图中示出的装置、系统和方法是非限制性的示例性实施方案，并且本发明的范围仅由权利要求书限定。结合一个示例性实施方案示出或描述的特征结构可与其它实施方案的特征结构进行组合。此类修改和变型旨在包括在本发明的范围之内。

此外，在本公开中，各实施方案中名称相似的部件通常具有类似的特征结构，因此在具体实施方案中，不一定完整地阐述每个名称相似的部件的每个特征结构。另外，在所公开的系统、装置和方法的描述中使用线性或圆形尺寸的程度上，此类尺寸并非旨在限制可结合此类系统、装置和方法使用的形状的类型。本领域中技术人员将认识到，针对任何几何形状可容易地确定此类线性和圆形尺寸的等效尺寸。本领域的技术人员将会理解，尺寸可能不是精确的值，但是由于诸如制造公差和测量设备的灵敏度之类的任何数量的因素而被认为是大约处于该值。系统和装置及其部件的大小和形状可至少取决于系统和装置将用于其中的受治疗者的解剖结构、系统和装置将与其一起使用的部件的大小和形状、以及系统和装置将用于其中的方法和规程。

一般来讲，提供了用于对肺部漏气进行建模的系统、方法和装置。本文描述的系统、方法和装置的实施方案可以实现离体肺部灌注和通气。本文所述的系统、方法和装置可以用作未来的持续性漏气(PAL)研究的可行测试方法。在一个示例性实施方案中，为了能够对PAL病因学进行临床相关研究，模型被配置成能够模拟肺部诸如大型动物的肺部(例如猪等)和人肺的体内肺部力学和生理机能。模型可以允许评估具有保持肺部功能的能力的模拟外科规程跨术中和术后阶段的影响。模型的各种特征可以有利于这种评估，包括直接观察肺部、捕获和量化肺部漏气、执行机械(正压)和生理(负压)通气两者和模拟咳嗽的能力。

图1和图2示出了模型10的一个实施方案，该模型被配置成能够允许对肺部中的漏气进行建模。模型10包括第一液密气密室12，该第一液密气密室被配置成能够具有离体设置在其中的肺部14。第一液密气密室12的壁，在该例示的实施方案中为顶壁，被配置成能够是可移除且可替换的，以允许将肺部14设置在第一液密气密室12中或从中移除。在例示的实施方案中，肺部14是一对肺部，如图2和图3所示，这准确地反映了典型患者的解剖结构。模型10还包括与第一液密气密室12流体连通的第二液密气密室16、被配置成能够模拟呼吸的压力机构，以及在其中容纳各种电子部件的电子器件模块26，这些电子部件被配置成能够控制模型10的各种元件并且有利于对肺部14中的漏气的识别和分析。可以使用一个或多个压力机构。在示例性实施方案中，如下文进一步讨论的，模型10包括第一压力机构18，该第一压力机构被配置成能够向肺部14提供正压以模拟机械辅助的呼吸，例如呼吸机呼吸，诸如当患者在手术室中进行外科规程时，并且模型10包括第二压力机构20，该第二压力机构被配置成能够向肺部14提供负压以模拟生理性的、自然的、非机械辅助的呼吸。在其它实施方案中，模型可以仅包括第一压力机构和第二压力机构中的一个。

第一液密气密室12和第二液密气密室16中的每个被配置成在其中具有液体，例如盐水或其它液体。肺部14被浸入第一液密气密室14中的液体中，使得肺部14完全浸入液体中。第一液密气密室12和第二液密气密室16中的每个是液密气密的，使得第一液密气密室12和第二液密气密室16限定闭合的流体系统。提供闭合的流体系统可以通过允许在第一液密气密室12和第二液密气密室16中的受控压力条件下分离、收集和量化肺部14中的漏气，有利于对肺部14中漏气的检测。管材在第一液密气密室12和第二液密气密室16之间延伸，以允许流体在第一液密气密室12和第二液密气密室16之间循环，如下文进一步讨论的。

第一液密气密室12是透明的，例如具有透明壁，这有利于对设置在第一液密气密室12中的肺部14的观察，并且有利于对第一液密气密室12内的液体中的气泡的观察，例如通过肺部14中的泄漏逸出的空气的观察。针对透明壁可以使用多种材料中的任何一种，诸如聚碳酸酯或其它材料。第二液密气密室16也是透明的，这有利于第二液密气密室16内的液体的观察。如下面进一步讨论的，第二液密气密室16内的液体的填充水平可以例如使用液位传感器30来感测，并且由电子器件模块20中的电子器件用于检测肺部14中是否存在漏气。第二液密气密室16中的液体水平的观察可以允许使用者观察和/或使用者验证第二液密气密室16中的液体水平。

第一液密气密室12被配置成能够具有设置在其中的顺应性构件28，该顺应性构件被浸入第一液密气密室12中的液体中。顺应性构件28可具有多种配置，诸如被配置成能够压缩(收缩)和解压缩(膨胀)的球囊或配置成能够压缩(收缩)和解压缩(膨胀)的波纹管。在该例示的实施方案中，如图4最清楚地示出，顺应性构件28是包括第一球囊28a和第二球囊28b的球囊，但是可以使用任何数量的顺应性构件28(一个或多个)。

一般来讲，顺应性构件28是被配置成能够响应于由第一液密气密室12和第二液密气密室14限定的闭合系统内的压力变化而压缩和解压缩的顺应性元件。这样，当肺部14在第一液密气密室12内膨胀和收缩时，顺应性构件28可以适应第一液密气密室12内的压力变化，这是因为顺应构件在肺部14膨胀时压缩并且在肺部14收缩时解压缩。因此，顺应性构件28的容积等于或大于在模拟呼吸期间移入和移出肺部14的空气的体积，使得顺应性构件28可以完全补偿肺部14的最大膨胀和最大收缩。

顺应性构件28还可以帮助模拟肺部14在体内将经历的胸壁的顺应性。

顺应性构件28被定位在第一液密气密室12中的肺部14下方，例如相比于肺部14至第一液密气密室12的底壁的距离，更靠近该第一液密气密室的底壁。顺应性构件28相对于肺部14的该位置允许流体静压在第一液密气密室12内高于顺应性构件28。因此，第一液密气密室12具有足够大的大小来将肺部14和顺应性构件28容纳在其中，并且在其中容纳足够多的液体以将肺部14和顺应性构件28完全浸入其中。在该例示的实施方案中，第一液密气密室12为约15L，但是可以使用其它大小。本领域的技术人员将理解，特定参数可能不具有精确的数值，但是由于一个或多个因素(诸如制造公差和测量装置的灵敏度)而被认为是“近似于”该特定数值。第一液密气密室12可在其中具有搁板以安置肺部14和顺应性构件28中的每一者。

顺应性构件28可以由多种材料中的任一种形成。形成顺应性构件28的一种或多种材料应该具有足够的顺应性，以使顺应性构件28能够响应于肺部的膨胀和收缩而压缩和解压缩。

顺应性构件28在其中具有相对较低的压力，以有利于顺应性构件28响应于肺部的膨胀和收缩而容易地压缩和解压缩。模型10包括设定压力系统，该设定压力系统被配置成能够保持顺应性构件28内的设定压力。设定压力可以基于建模的临床场景而不同，例如针对切除后的胸膜腔、气胸和病理性胸部顺应性使用不同的设定压力。如图1、图2和图5所示，设定压力系统包括空气控制阀32、配置成能够向顺应性构件28提供基本上恒定的压力的空气压缩机34，以及配置成能够对空气压缩机34进行润湿的贮存器30。在该例示的实施方案中，空气控制阀32包括空气压缩机和PEEP阀，但是也可以使用其它阀。图5所示的管中的箭头示出其中的空气流动方向。

第一液密气密室12在其壁中具有端口40，以允许空气从第一液密气密室12之外的设定压力系统流动至第一液密气密室12内部的顺应性构件28。端口40在第一液密气密室12的前侧壁中，但是端口40可以在第一液密气密室12的另一个壁中。管42连接至端口40，并且在端口40和贮存器30之间延伸，以有利于空气在贮存器30和端口40之间流动。另一个管44被定位在第一液密气密室12内，并且在端口40和第一液密气密室12中的顺应性构件28之间延伸。在第一液密气密室12之外的管42具有与其联接的泵附件46，该泵附件允许泵选择性地与其联接。附接到泵附件46的泵被配置成能够将空气从设定压力系统泵送到顺应性构件28。

在第一液密气密室12之外并且沿从设定压力系统到顺应性构件28的流动路径的压力传感器48被配置成能够感测例如在第一液密气密室12之外的管42内的流动路径中的压力，该压力对应于顺应性构件28中的压力。

定位在第一液密气密室12之外的三通阀36联接在设定压力系统和顺应性构件28之间。三通阀36允许将设定压力系统与顺应性构件28分离或切断，使得空气不能从设定压力系统流动至顺应性构件28。当空气没有通过管42从设定压力系统流动至顺应性构件28时，顺应性构件28可以保持先前由设定压力系统在其中设定的压力，同时压力机构被用于在第一液密气密室12中使肺部14膨胀和收缩。如图5所示，三通阀的两个阀口联接到将设定压力系统连接至顺应性构件28的管42。三通阀36的第三阀对大气开放。

如在该例示的实施方案中，可手动操纵的顺应性构件38，例如球囊、波纹管等可以操作地联接到贮存器30。可手动操纵的顺应性构件38被配置成能够由使用者手动压缩，例如挤压、按压等，以手动地迫使空气从贮存器30到第一液密气密室12中的顺应性构件28，以使顺应性构件28膨胀。释放可手动操纵的顺应性构件38将允许第一液密气密室12中的顺应性构件28收缩。允许使用者在第一液密气密室12中手动压缩和解压缩顺应性构件28允许使用者模拟在手术室(OR)中的肺部或在肺部不规则地压缩和解压缩的其它设置中可能发生的各种规程和情况。

图1、图2和图6中所示的第一泵50和第二泵54被配置成能够有利于模型10中的液体和空气的移动。第一泵50在本文中也被称为流体泵，被配置成能够经由在第一液密气密室12和流体泵50之间延伸的管52、在第一液密气密室12和第二液密气密室16之间延伸的管52、在第二液密气密室16和流体泵50之间延伸的管52在第一液密气密室12和第二液密气密室16之间循环流体。当没有空气从肺部14泄漏时，流体泵50将使液体仅在第一液密气密室12和第二液密气密室14之间循环。如图6最清楚地示出，流体泵50被配置成能够经由第一液密气密室12的顶壁中的端口64从第一液密气密室12泵送流体，经由第二液密气密室16的底壁中的端口58泵入第二液密气密室16，以将流体经由第二液密气密室16的底壁中的第二端口60泵出第二液密气密室16，并且经由第一液密气密室12的顶壁中的第二端口66将流体泵入第一液密气密室12。第一液密气密室的端口64、66位于第一液密气密室12的顶壁中，帮助确保从肺部14泄漏并且作为气泡通过第一液密气密室12中的液体上升的任何空气朝向端口64、66移动。位于第二液密气密室16的底壁中的第二液密气密室的端口58、60帮助确保液体从第二端口60中被抽出，并且确保通过第一端口60进入第二液密气密室16的任何空气朝向第二液密气密室16的顶壁上升。

当空气已经从肺部14泄漏时，泄漏的空气将与液体一起从第一液密气密室12被泵送到第二液密气密室16。第二泵54在本文中也被称为空气移除泵，被配置成能够通过将液体从第一液密气密室12泵送到第二液密气密室14中来从第二液密气密室16移除空气。如图6最清楚地示出，空气移除泵54被配置成能够通过第二液密气密室16的顶壁中的端口62将液体泵送到第二液密气密室16中，但是其它位置也是可能的。

在示例性实施方案中，泵50、54中的每个为蠕动泵。管在其相应的泵50、54处的至少一些部分是柔性的，以有利于从管通过的流动，这是因为泵50、54各自为蠕动泵，该蠕动泵抵靠其相应的管旋转以推动从管通过的流动。

如上所述，操作地联接到第二液密气密室16的液位传感器30，例如超声波液位传感器等(诸如明尼苏达州明尼阿波利斯市(Minneapolis,MN)的UM12l Sick)，被配置成能够感测第二液密气密室16内的液体的填充水平16L。第二液密气密室16填充液体至预设填充水平。该预设填充水平可以变化。作为一个示例，对于具有约400ml的容积的第二液密气密室16，预设填充水平可以是在50ml至100ml的范围内选择的值。可以以多种方式将第二液密气密室16填充至预设填充水平，诸如通过将空气从第二液密气密室16中泵出直到达到预设填充水平。

由于第一液密气密室12和第二液密气密室16限定闭合系统，因此当循环的流体除了液体之外还包括空气时，在第一液密气密室12和第二液密气密室16之间循环流体的流体泵50将仅改变第二液密气密室16内的液体的填充水平16L。当仅液体在第一液密气密室12和第二液密气密室16之间循环时，液位传感器30将因此不感测填充水平16L的变化。然而，当在流体循环期间流体泵50将空气从第一液密气密室12泵入第二液密气密室16时，进入第二液密气密室16的空气将使第二液密气密室16中的液体移位并且引起填充水平16L的变化，即，使填充水平16L在第二液密气密室16内下降或降低。当空气从第一液密气密室12进入第二液密气密室16时，液位传感器30将因此感测填充水平16L的变化。从第一液密气密室12进入第二液密气密室16的空气将作为气泡通过第二液密气密室16中的液体并且朝向顶部端口62上升。由于第一液密气密室12和第二液密气密室16限定闭合系统，因此从第一液密气密室12进入第二液密气密室16的空气指示肺部14中的漏气，例如肺部14已经将空气泄漏到第一液密气密室12中的液体中。响应于传感器30感测到填充水平变化，第二泵54可以例如响应于来自电子模块26中的操作地连接至传感器30和第二泵54的控制器的指令而被启动或开启以使液体从第一液密气密室12进入第二液密气密室16，以将第二液密气密室16中的液体恢复到预设填充水平。空气移除泵54被配置成能够保持开启，直到液位传感器30检测到填充水平16L处于其原始的预设填充水平，从而指示从第一液密气密室12进入第二液密气密室16的所有空气均已从第二液密气密室16中移除。然后可以例如通过控制器指示空气移除泵54关断来停用或关断空气移除泵54。

从第一液密气密室12移除的空气的量可以例如由控制器使用蠕动空气移除泵54在其将液体泵入第二液密气密室16的操作期间的旋转量来确定。由空气移除泵54接合的管的大小是已知值。空气移除泵的每分钟转数(RPM)也是已知值，例如在6RPM至600RPM之间的已知设定值。因此，通过在空气移除泵54开启时测量空气移除泵的RPM，可以通过使用已知的管大小和测量的RPM进行简单计算，确定在流体泵的流体循环期间从第一液密气密室12进入第二液密气密室16的空气量。随时间推移的平均漏气量以及整个肺部模型使用过程中漏气的总量也可以例如通过控制器简单地计算。控制器可以被配置成能够在空气移除泵54旋转期间自动地从该空气移除泵接收RPM，并且可以具有在电子器件模块26中的存储器中预先编程的管大小并且操作地联接到控制器。

模型10可以被配置成能够在肺部14的膨胀/收缩期间测量肺部通气。肺部通气可以按多种方式来测量，诸如通过使用电阻抗、氙气对比增强CT或者超极化氙气或氦气增强MRI扫描。如图1所示，为了有利于肺部通气的测量，模型10包括环形的电阻抗断层摄影(EIT)阵列57。在该例示的实施方案中，EIT阵列57包括三十二个电极，但是可以使用其它数量的电极。如本领域的技术人员将理解的，EIT阵列57被配置成能够允许在肺部的膨胀和收缩期间对肺部14中的空气分布进行实时成像。EIT阵列57操作地连接至电子器件模块26的控制器，以允许控制器接收和分析来自EIT阵列的信号以提供实时成像。实时图像可以显示在显示器上，诸如显示器55上。

在示例性实施方案中，第一液密气密室12被构造成有利于在其顶部处收集空气，以帮助从肺部14泄漏的空气被流体泵50从第一液密气密室12中抽出。相对于地面处于水平的第一液密气密室12帮助将气泡引导至第一液密气密室12的顶部。在其它实施方案中，第一液密气密室12可以被倾斜成例如相对于地面不是水平的，以帮助将气泡引导至第一液密气密室12内的特定目标区域。

第一液密气密室12的顶壁在其内表面上具有穹顶形状，使得第一液密气密室12的内顶壁具有弯曲的凹入形状，例如具有向上拱起的表面。因此，第一液密气密室12的容积内的最高区域由第一液密气密室的顶壁中的穹顶形状的峰限定。从肺部14泄漏的任何空气将作为气泡上升通过第一液密气密室12中的液体朝向第一液密气密室12的容积内的最高区域，这将是穹顶形状的峰。液体和空气从中通过从第一液密气密室12中泵出的端口64被定位在穹顶形状上，并且在示例性实施方案中，处于穹顶形状的峰处。因此，由于气泡在端口64的近侧，因此泄漏的空气将自然地朝向端口64上升，并且更有可能被第一泵50从第一液密气密室12吸出。图7示出了第一液密气密室的顶壁的穹顶形状12d，其中端口64、66定位在穹顶形状12d上。

图8和图9示出了第一液密气密室的顶壁100的另一个实施方案，该第一液密气密室在其内表面中具有穹顶形状102。穹顶形状102是弯曲的凹形形状，类似于在图1的第一液密气密室12的顶壁中的穹顶形状向上拱起。图8和图9的穹顶形状102具有定位在其上的三个端口104、106、108。端口104、106、108中只有两个端口可以是“活动的”，与之连接的管用于在第一液密气密室和与其流体联接的第二液密气密室(类似于图1的第一液密气密室12和第二液密气密室16)之间的流体循环。端口104、106、108中的第三个“不活动的”端口将被闭合或密封以保持第一液密气密室的气密性和液密性。可以将液体和空气从端口通过以从第一液密气密室泵送到第二液密气密室的管从端口104、106、108中的一个移动至端口104、106、108中的另一个。该移动可以在模型的使用期间发生，这可以允许基于通过第一液密气密室的透明度实现的肺部中漏气的观察位置(例如，基于看到气泡从肺部上升的位置)来选择最接近肺部中漏气的端口104、106、108。因此，通过更靠近地定位到气泡上升到第一液密气密室的顶部的位置，可以将泄漏的空气更有效地泵出第一液密气密室。

设置在第一液密气密室中的肺部可能在肺部采集或运输过程中出现意外的、无意的漏气，这与肺部上的预期位置(诸如沿肺部钉线)的漏气相对。肺部采集或运输过程中引起的漏气通常不会引起研究兴趣。为顶壁提供多个端口，诸如图8和图9的多个端口104、106、108，(在使用模型之前或期间)可以将液体和空气从端口通过以从第一液密气密室泵送到第二液密气密室的管定位在最接近漏气的预期位置的端口处，以有助于避免收集和移除与感兴趣的漏气无关的空气。管可以被定位在最靠近肺部中的意外的、无意的漏气的端口处，以收集和移除第一液密气密室中泄漏的空气，以帮助避免在识别和分析预期的漏气时考虑到该空气。

图10示出了第一液密气密室的顶壁110的另一个实施方案，该第一液密气密室在其内表面中具有穹顶形状112。穹顶形状112是弯曲的凹形形状，类似于在图1的第一液密气密室12的顶壁中的穹顶形状向上拱起。图10的穹顶形状112具有定位在其上的九个端口114a、114b。端口114a中的四个端口部分地定位在穹顶形状112上，并且端口114b中的五个端口完全定位在穹顶形状112上，类似于完全定位在相应的穹顶形状上的图7的端口64、66和图9的端口104、106、108。类似于上文关于图8和图9所讨论的，端口114a、114b中只有两个端口可以在任何时间均处于“活动的”状态，其中液体和空气从端口通过以从第一液密气密室泵送到第二液密气密室的管例如基于看到气泡朝向顶壁110上升的位置，可从端口114a、114b中的一个移动至端口114a、114b中的另一个。

另选地，端口114a、114b中的两个以上的端口可以是同时“活动的”。端口114a、114b中的两个端口可用于第一液密气密室和第二液密气密室之间的流体循环，而端口104、106、108中的另外两个端口可用于第一液密气密室和第三室之间的使用类似于用于在第一液密气密室和第二液密气密室之间循环流体的流体泵的另一个流体泵的流体循环。第三室被配置成能够类似于第二液密气密室。因此，第三液密气密室可以类似于第二液密气密室，被配置成能够接纳从第一液密气密室中的肺部泄漏的空气，并且用于识别和分析类似于本文相对于第二液密气密室所讨论的漏气。在肺部中有多处漏气的情况下，允许通过一个以上的端口114a、114b从第一液密气密室中泵出可以有利于有效地收集和移除从第一液密气密室中的肺部泄漏的空气，并且/或者可以防止使用者在使用包括顶壁110的模型期间不得不在端口114a、114b之间手动移动管。假设在顶壁中有足够的端口可用，如在图10所示的实施方案中，除第二液密气密室和第三液密气密室之外，一个或多个液密气密室也可以类似于第二液密气密室和第三液密气密室操作地连接至第一液密气密室。

图7、图9和图10的第一液密气密室的顶壁各自在其中具有单个穹顶形状。在其它实施方案中，第一液密气密室的顶壁可以在其中具有多个穹顶形状。这些多个穹顶形状中的每个可以具有弯曲的凹形形状，该弯曲的凹形形状类似于图1的第一液密气密室12的顶壁中的穹顶形状向上拱起。多个穹顶形状中的每个可以具有位于其上的至少一个端口。通过在顶壁中提供多个穹顶形状，从第一液密气密室中的肺部泄漏的空气将自然朝向最靠近泄漏的穹顶形状的顶部上升。从肺部泄漏的空气因此可以被更有效地收集并且从第一液密气密室移除。

图11至图13示出了顶壁116的一个实施方案，该顶壁在其内表面上具有多个穹顶形状118。在该例示的实施方案中，顶壁116具有四个穹顶形状118，但是可以使用任何数量的穹顶形状。穹顶形状18各自为弯曲的凹形形状，类似于在图1的第一液密气密室12的顶壁中的穹顶形状向上拱起。穹顶形状118中的每个具有定位在其上的端口120。在该例示的实施方案中，端口120各自位于其相应的穹顶形状118的峰处。顶壁116还具有形成在其中的端口122，该端口不定位在任何穹顶形状118上。端口122定位在顶壁116的中心。提供定位在中心的端口122可以有利于从第一液密气密室中的肺部泄漏的空气的有效收集，因为空气可能倾向于在第一液密气密室的顶壁116处集中地收集。类似于上文所讨论的，端口120、122中只有两个端口可以在任何时间均是“活动的”，或者另选地，端口120、122中的两个以上的端口可以在任何时间均是“活动的”。

第一液密气密室中流体流经的端口可以各自联接到保护构件。保护构件被配置成能够允许流体从保护构件流过，使得流体可以进入或离开端口。保护构件还被配置成能够防止组织从保护构件穿过，以保护端口免于组织进入端口并且被移动至另一个液密气密室(或在通往另一个液密气密室的路径中被卡在管中)。因此，保护构件可以帮助防止设置在第一液密气密室中的肺部或从肺部无意中释放的任何组织或其它物质通过端口被吸入到另一个液密气密室中。

图14示出了保护构件的一个实施方案。第一液密气密室12的端口64、66中的每个具有与其联接的保护构件68、70。保护构件68、70各自为杯子，在其中具有类似于筛或滤网的多个小孔，这些小孔被配置成能够允许流体从孔流过，而防止较大的物质从孔穿过。

模型可包括灌注系统，该灌注系统被配置成能够当肺部离体处于模型的第一液密气密室中时模拟肺部中的体内血流。一般来讲，灌注系统被配置成能够使用肺部的自然解剖结构使液体循环通过肺部。与模型中不存在灌注系统或者存在灌注系统但是特定肺部未使用灌注系统的情况相比，灌注系统可以帮助保持离体肺部存活更长的时间以用于建模。

在图1至图3和图15中相对于图1的模型10示出了灌注系统的一个实施方案。灌注系统包括灌注液流体贮存器72、灌注液流体泵74，以及润湿单元76。一般来讲，灌注液流体被配置成能够从贮存器72流动通过润湿单元76、肺部14，然后流动回到贮存器72。灌注液流体可以是多种流体中的任何一种，诸如盐水等。

贮存器72被配置成能够在其中储存流体以在肺部14中循环。贮存器72联接到配置成能够加热其中的流体的加热元件。如本领域的技术人员将理解的，加热元件可以具有各种配置中的任何一种，诸如加热线圈、正温度系数(PTC)电缆、加热包裹物等。温度传感器73，例如热电偶等被配置成能够感测灌注液流体的温度。为了安全以及/或者为了监测建模条件，可以例如通过控制器来监测由传感器73感测的流体的温度。

泵74被配置成能够将流体从贮存器72朝向润湿单元76泵送。在该例示的实施方案中，泵74为蠕动泵，该蠕动泵可以允许量化循环通过肺部14的灌注液流体的量，类似于上文关于量化从第二液密气密室16泵出的空气的讨论。第一液密气密室12中的肺部14的膨胀和收缩将迫使灌注液流体从肺部14中出来并且返回贮存器72。灌注液流体泵74还可有助于迫使灌注液流体返回贮存器72。

润湿单元76被配置成能够润湿泵74对灌注液流体的脉动作用，这可以帮助减少对肺部14的创伤并且/或者帮助灌注液流体更准确地模仿流动通过肺部14的血液。在该例示的实施方案中，润湿单元76为具有入口和出口的广口瓶，灌注液流体通过入口进入广口瓶，并且通过出口离开广口瓶。润湿单元76具有一定的容积，灌注液流体在离开润湿单元76之前聚集在其中，帮助润湿灌注液流体。因此，在润湿单元76中存在一定体积的空气以有利于润湿。

第一液密气密室12在其右侧壁中包括灌注液流入端口78和灌注液流出端口80，但是灌注液端口78、80可以被定位在第一液密气密室12的另一个壁中。灌注液流入端口78经由定位在第一液密气密室12之外的管82联接到润湿单元76。灌注液流出端口80经由定位在第一液密气密室12之外的另一个管84联接到贮存器72。压力传感器86沿流入管82定位以感测流入肺部14的灌注液流体的压力，并且另一个压力传感器88沿流出管84定位以感测流出肺部14的灌注液流体的压力。压力传感器86、88中的每个可以用鲁尔锁端口封端以允许注射器与其附接。注射器可以用于在灌注液流体的流动期间将其移除，以允许对其进行采样，以及/或者可以用于从管82、84内移除空气，而不必使管82、84断开连接或打开第一液密气密室12。

定位在第一液密气密室12内的流入插管90联接到流入端口78，并且定位在第一液密气密室12内的流出插管92联接到流出端口80。流入插管90模拟肺动脉并且联接到肺部14以允许流体流入肺部14以模拟血液流入肺部14。流出插管92模拟左心房，并且联接到肺部14，以允许通过流入插管90进入肺部14的流体离开肺部14。插管90、92可以用脐状带或其它固定机构固定到肺部14，以在使用模型10期间帮助将插管90、92保持在适当的位置。

模型可包括室加热系统，该室加热系统被配置成能够加热被配置成能够具有设置在其中的肺部的室，例如模型10的第一液密气密室12。该室加热系统可以帮助将离体肺部保持在体温下以更好地模拟体内状况，并且/或者相比于模型中不存在室加热系统或者存在室加热系统但不用于特定肺部的情况，可以帮助保持离体肺部存活更长的时间以用于建模。室加热系统可以具有多种配置。

图1的实施方案包括室加热系统。第一液密气密室12具有夹套壁，例如彼此之间具有间隔的两个壁，以允许加热流体在第一液密气密室12的壁中循环，从而加热第一液密气密室12以及设置在其中的液体和肺部14。第一液密气密室12的仅四个侧壁带夹套，但是室的任何壁都可以带夹套。模型10包括与壁之间的空间连通的加热流体贮存器和配置成能够使加热流体在加热流体贮存器和第一液密气密室12之间循环的泵。控制器可以被配置成能够控制泵以控制加热流体的循环。

模型可以被配置成能够模拟咳嗽，以允许估计在肺部14中存在漏气之前或之后咳嗽对肺部14的影响。在图1的模型10的实施方案中，模型10被配置成能够使用夹管阀94来模拟咳嗽，该夹管阀例如为夹管阀螺线管(EPK-1502-NO；日本名古屋市高砂电气公司(Takasago Electric,Nagoya,Japan))等。咳嗽模拟被配置成能够仅在负压通气期间例如在使用第二压力机构20期间提供，而不在正压通气期间例如在使用第一压力机构18期间提供。

第一液密气密室12在其后侧壁中包括气管端口96，但是气管端口96可以被定位在第一液密气密室12的另一个壁中。气管端口96在其一侧(在第一液密气密室12内)联接到气管插管97，该气管插管被配置成能够联接到肺部14并且模仿在体内从肺部14延伸的气管。气管插管97可以用脐状带或其它固定机构固定到肺部14，以在使用模型10期间帮助将气管插管97保持在适当的位置。在气管端口96的相对侧(在第一液密气密室之外)，气管端口96联接到通向夹管阀94的管98。管98延伸通过夹管阀94并到达滴注广口瓶99。滴注广口瓶99被配置成能够收集过量的液体。从滴注广口瓶99延伸的管98a可以延伸到大气或呼吸机。

压力传感器95沿管98定位以感测从管流过的流体的压力。传感器95所感测的压力可以帮助控制器测量所模拟的咳嗽的强度。

在其默认状态下，夹管阀94打开并且不夹紧管98。图17示出了处于打开状态的夹管阀94，其未夹紧管98。因此，空气可以通过通过气管端口96进入肺部14的空气而被肺部14“吸”入。为了开始咳嗽模拟，将夹管阀94(手动地或经由电子控件，诸如通过控制器)闭合，这会将管98夹紧以阻塞流体从管流过。因此，由于被夹紧的流动路径，空气不能通过气管端口96进入肺部14。由于不能正常地“吸入”空气，在肺部14之外的第一液密气密室12内积聚压力。当夹管阀94从闭合移动到打开时，由于第一液密气密室12中的积聚压力，空气将通过气管端口96涌入肺部14。这种空气涌入肺部14模拟咳嗽。夹管阀94被配置成能够响应于压力传感器95感测到等于或大于预先确定的咳嗽压力值的压力而自动打开。如果在即时“呼吸”阶段结束之前未感测到压力等于或高于预先确定的咳嗽压力值，则夹管阀94被配置成能够在该阶段结束时自动打开以允许下一个“呼吸”阶段正常进行。在其它实施方案中，可以通过打开夹管阀94引起空气从肺部14涌出来模拟咳嗽来完成相逆的操作。

如上所述，模型10的压力机构被配置成能够在第一液密气密室12中使肺部14膨胀和收缩，以通过模拟呼吸期间的肺部功能促进漏气检测，因为如果在肺部14中存在泄漏，则空气将在模拟呼吸期间从肺部14逸出。还如上所述，在例示的实施方案中的模型10包括两个压力机构，正压力机构(第一压力机构18)和负压力机构(第二压力机构20)，这允许对不同的呼吸模态进行建模。能够模拟不同的呼吸方式可以允许模型10识别发生或加剧肺部14中的漏气的不同场景，并且因此允许开发解决方案以防止或校正此类漏气。允许用第一压力机构18模拟机械辅助的呼吸可以有利于对在执行外科规程期间发生的漏气的识别，包括肺部14中漏气的位置和/或在外科规程期间何时发生肺部14中的漏气的定时。例如，模型10可以在执行外科规程期间有利于肺部建模，在该过程中，通过外科手术缝合肺部，并且使用呼吸机来帮助患者在外科规程期间呼吸。模型10可以有利于识别沿钉线在肺部14中发生漏气的位置和/或在形成钉线之后在肺部14中何时发生漏气的定时。允许利用第二压力机构20模拟非机械辅助的呼吸可以有利于识别在执行外科规程之后发生的肺部14中的漏气，包括肺部14中的漏气的位置和/或在外科规程中何时发生肺部14中的漏气的定时。例如，模型10可以有利于在执行外科规程之后对肺部的建模，在该外科规程中，外科缝合肺部并且患者在外科规程完成之后自然地呼吸而无需机械辅助。在使用中，每一次，压力机构18、20中的仅一个开启或有效。

一般来讲，第一压力机构18被配置成能够将空气推入肺部14中，同时如上所述能够补偿顺应性构件28中的容积变化。第一压力机构18被配置成能够可操作地联接到气管端口96以向肺部14提供空气。第一压力机构18可以联接到从滴注广口瓶99延伸的管19(参见图16)，以有利于与气管端口96的这种可操作连接。第一压力机构18包括呼吸机，该呼吸机被配置成能够向浸入第一液密气密室12中的液体中的肺部14提供振荡正压。可以使用各种呼吸机，诸如Respironics Trilogy 200(宾夕法尼亚州默里斯维尔市伟康公司(Respironics,Murraysville,PA))或其它外部临床呼吸机。如本领域的技术人员将理解的，图2示出了安装在推车24上的有利于第一压力机构18的使用的显示器22。

一般来讲，第二压力机构20被配置成能够引起第一液密气密室12中的液体的体积变化，该体积变化传输至肺部14，从而将空气吸入肺部14。这样，第二压力机构20模仿隔膜与体内肺部的相互作用。第二压力机构20被配置成能够操作地联接到气管端口96以向肺部14提供空气。第二压力机构20可以联接到从滴注广口瓶99延伸的管19(参见图16)，以有利于与气管端口96的这种可操作连接。如图3所示，第一液密气密室12中的三个插管从气管端口96延伸至肺部14：一个插管操作地连接至咳嗽模拟管98(参见图16)，一个插管操作地连接至第一压力机构18，并且一个插管操作地连接至第二压力机构20。因此，气管端口96可包括三个单独的端口，每个端口被配置成能够连接至三个插管中的一个，如图3和图17所示。

如图1和图2所示，第二压力机构20包括活塞20a(也参见图18)和致动器20b(也参见图19)，该致动器被配置成能够驱动活塞20a的移动，例如振动。活塞20a的移动被配置成能够引起第一液密气密室12中的液体的体积变化。致动器20b可包括被配置成能够引起活塞20a的移动的各种马达或其它驱动机构中的任何一个，诸如单轴致动器和伺服驱动控制器(明尼苏达州哈默尔恩市拓美克公司(Tolomatic,Hamel,MN))等。在例示的实施方案中，由第二压力机构20引起的体积变化最大为在约4ml/秒至570ml/秒的范围内以1ml为步长进行控制的2750ml，但是其它体积变化也是可能的。致动器20b被配置成能够操作地联接到电子器件模块26中的控制器，使得控制器可以控制致动器20b的致动(例如，启动)和去致动(例如，关断)，从而控制肺部14的膨胀/收缩。

当使用第二压力机构20时，顺应性构件28不压缩/解压缩，这是由于引起了负压，例如因为空气从肺部14抽出而不是像第一压力机构18那样被推入肺部14中。当使用第二压力机构20时，顺应性构件28收缩。

模型10可包括作为第二压力机构20的安全特征的自动断开机构。自动断开机构可以被配置成能够响应于活塞20a产生的压力高于预先确定的压力阈值(例如，200mmHg的压力，从15psi至930psi的范围内选择的压力值等)而关断致动器20b，以使活塞的移动停止。可以多种方式来实现自动断开机构，诸如控制器被配置成能够响应于由压力传感器感测的压力而关断致动器20b。除了类似于与第二压力机构20相关联的自动断开机构的室压力自动断开机构之外，还可以提供与第二压力机构20相关联的自动断开机构，但是该自动断开机构被配置成能够响应于感测到第一液密气密室12中的压力的值等于或大于预先确定的压力阈值而断开任何打开的压力机构18、20。

在图1、图2和图17的实施方案中，活塞20a相对于第一液密气密室12处于竖直位置，其中肺部14处于水平位置。在其它实施方案中，活塞可以相对于与活塞操作地联接的第一液密气密室处于水平位置。相对于第一液密气密室处于水平位置的活塞可以减小模型的整体轮廓，这可以有利于模型的建立和/或便携性。

图20示出了一个实施方案，其中第二压力机构的活塞120a相对于与活塞120a操作地联接的第一液密气密室112处于水平位置。图20还示出了被配置成能够驱动活塞120a的移动的致动器120b、在第一液密气密室112的顶壁中的三个端口122、在第一液密气密室112中的两个顺应性构件114，以及定位在第一液密气密室112中的顺应性构件114上方并且被配置成能够在上方安置肺部的搁板116。

图20还示出了室加热系统的另一种配置。在该例示的实施方案中，液体流动通过以进入第一液密气密室的每个端口具有与其操作地联接的加热线圈。该加热线圈被配置成能够加热流动通过其相关联的端口的液体。液体从中通过离开第一液密气密室的每个端口、液体从中通过进入第二液密气密室的每个端口和/或液体从中通过离开第二液密气密室的每个端口还可以具有与其操作地联接的加热线圈，以帮助促进液体通过其循环路径的加热。控制器可以被配置成能够控制加热线圈的启动和停用。

图20还示出了一个实施方案，其中电子器件模块不与模型的液体循环部分例如第一液密气密室和第二液密气密室以及相关联的管材定位在相同的推车上。相反，电子器件模块被定位在其自身的推车上或另一个方便的位置。电子器件模块与模型的液体循环部分不在相同的推车上可以帮助保护模块的电子器件免于意外接触液体，可以有利于电子器件的维护(包括升级)，可以允许第一液密气密室处于较低的、使用者更易接近的水平，因为电子器件不必位于第一液密气密室下方的推车上，并且/或者可以减少所需的消毒量，因为远离液体循环模块的电子器件模块不需要进行消毒，与电子器件模块与模型的液体循环部分位于相同的推车上的情况不同。

如图1和图2所示，模型10的该例示的实施方案中的电子器件模块26与模型10的液体循环部分例如第一液密气密室12和第二液密气密室16以及相关联的管材定位在相同的推车27上。电子器件模块26与模型10的液体循环部分定位在相同的推车27上可以简化模型10的设置并且/或者有利于在各种设置中使用模型10，因为模型10可以根据需要在测试空间中移动。

电子器件模块26可包括各种电子器件，诸如包括控制器和存储器的计算机系统。可在数字电子电路、集成电路、专门设计的专用集成电路(ASIC)、现场可编程门阵列(FPGA)、计算机硬件、固件、软件和/或其组合中实现本文描述的计算机系统的一个或多个方面或特征。这些不同方面或特征可包括一个或多个计算机程序中的具体实施，该一个或多个计算机程序是在包括至少一个可编程处理器的可编程系统上可执行的和/或可解释的，该至少一个可编程处理器可以是特殊的或通用的，耦合以从存储系统、至少一个输入装置和至少一个输出装置接收数据和指令并向它们传输数据和指令。可编程系统或计算机系统可包括客户端和服务器。客户端和服务器一般来讲彼此远程，并且通常通过通信网络进行交互。客户端和服务器的关系是借助于在各自计算机上运行的、彼此具有客户端-服务器关系的计算机程序得到的。

图21示出计算机系统200的一个示例性实施方案。如图所示，计算机系统200包括可以控制计算机系统200的操作的一个或多个处理器202。“处理器”在本文中也被称为“控制器”。一个或多个处理器202可包括任何类型的微处理器或中央处理单元(CPU)，包括可编程通用或专用微处理器和/或多种专有或可商购获得的单处理器系统或多处理器系统中的任一种。计算机系统200还可包括一个或多个存储器204，该一个或多个存储器可为将由一个或多个处理器202执行的代码或者为从一个或多个使用者、存储装置和/或数据库获取的数据提供临时存储。存储器204可包括只读存储器(ROM)、闪存存储器、一种或多种随机存取存储器(RAM)(例如，静态RAM(SRAM)、动态RAM(DRAM)或同步DRAM(SDRAM))和/或存储器技术的组合。

计算机系统200的各种元件可联接到总线系统212。所示出的总线系统212是抽象的，表示通过适当的桥接器、适配器和/或控制器连接的任何一个或多个单独的物理总线、通信线路/接口和/或多点或点对点连接。计算机系统200还可包括使计算机系统200能够与远程装置通信的一个或多个网络接口206，远程装置例如为联接到位于外科装置或机器人外科系统内的驱动系统的一个或多个马达；可包括一个或多个接口部件以将计算机系统200与其它电子设备连接的一个或多个输入/输出(IO)接口208，该其它电子设备诸如为定位在一个或多个马达上的传感器；以及一个或多个存储装置210。一个或多个存储装置210可包括用于以非易失性和/或非暂态性方式存储数据的任何常规介质。因此，一个或多个存储装置210可将数据和/或指令保持在持久状态，即，尽管中断对计算机系统200的供电，仍保留一个或多个值。

计算机系统还可包括多种其它软件和/或硬件组件中的任一种，包括(作为非限制性示例)操作系统和数据库管理系统。尽管本文描绘和描述了示例性计算机系统，但应当理解，这是出于普遍性和方便性的原因。在其它实施方案中，计算机系统的架构和操作可与这里示出和描述的不同。

实施例

通过n＝18的试验的泄漏移除测试评估图1的漏气量化系统的准确性，使用600ml的校准注射器(加利福尼亚州圣地亚哥市Biopac公司(Biopac；San Diego,CA))进行注射以注入一团空气，随后将其循环到泄漏室中，移除，并在平均36秒的时间内进行量化。由于每次试验的空气递送速率不同，因此按时间对每个数据集进行归一化，并且以规则的归一化间隔(0、0.1、0.2等)对泄漏体积取平均值。

设计了方案以用作模仿临床规程的基线测试例程。通过模拟的围手术期规程，在80分钟的过程中取出猪肺，其阶段如下表1所示，其中VC是容积控制模式，SIMV是同步的间歇性强制通气，并且CPAP是恒定的气道正压通气。使用呼吸机(正压)或活塞(负压)在容积控制下运行肺部。在从完全正压通气到完全负压通气的过渡过程中使用压力控制的SIMV(表1)。在整个模拟规程中测量泄漏速率。在测试期间，以20Hz的频率收集气管流速、气管容积、漏气速率、组织温度、灌注液温度、跨肺压、室压力、气管压力、动脉和静脉灌注液压力，以及(灌注期间的)血管阻力。

表1

收集九个猪肺(明尼苏达州吉本市中西部猪研究所(Midwest Research Swine；Gibbon,MN))，用肝素化盐水冲洗，并且在湿冰上连夜运输以在系统中进行测试。对肺动脉(PA)和左心房(LA)插管进行附接并用类似于可商购获得的Perfadex的内部配制灌注液进行除气。将气管插管附接在颅侧(cranial)叶的气道分叉的近侧。在水浴中缓慢加热肺部，并且使用附接到气管插管的Ambu袋使其缓慢膨胀，直至募集到肺部。募集后，使用20号针在每个肺部的右颅侧叶中形成0.5mm深的缺陷，从而导致约100ml/min至250ml/min的泄漏。将肺部放置在部分填充的室中，使盐水保持在37℃。在室盖打开的情况下，在打开的胸部/机械通气阶段进行十分钟的测试。进行约五分钟的室闭合阶段(模拟胸部的外科闭合)，随后进行十分钟的闭合性胸部/机械通气阶段。分别模拟十分钟的麻痹/麻醉(带有完全机械支持的浅负压通风)和自发通气(带有完全机械支持的完全负压通气)的紧急情况，同时模拟十五分钟的拔管后(没有机械支持的完全负压通气)。然后模拟五分钟的间歇性咳嗽阶段(五次咳嗽/分钟)，随后是五分钟的深呼吸阶段(基线容积的150％)。由于泄漏速率可以显示标本之间的差异，因此基于给定标本的最大泄漏速率(x_max)和最小泄漏速率(x_min)计算归一化值(x_norm)，如以下公式所描述，其中在整个测试方案中找到每个标本的x_max和x_min(这些最大值和最小值表示每个被测肺部在所有测试阶段中的最大值和最小值)：

使用电阻抗断层摄影(EIT)，在测试期间对通风进行监测，以确保充足的空气通气，尤其是在右颅侧叶(缺陷部位)。以十帧/秒记录阻抗数据，并且将该数据导入EIDORS软件中。从整个数据文件中裁剪出约十个呼吸周期，以有利于单周期分析。使用Matlab中的掩蔽工具，从给定周期的峰阻抗图中手动选择左右肺部边界。输出单周期阻抗波形、左右象限阻抗波形和峰阻抗(表示为潮气量的百分比)。灌注以1Hz的正弦波形保持在250ml/min，以模拟心输出量。从六个肺部中以五分钟、十分钟和十五分钟的间隔收集灌注液基线样本和LA流出样本，以监测电解质和血气，诸如pCO₂、pO₂和pH，以及葡萄糖。利用i-STAT手持式血液分析仪(美国伊利诺伊州雅培公司(Abbott,Illinois USA))和CG8+盒(包括葡萄糖、pH、pCO₂、pO₂和HC0₃的常规血气板分析)来执行分析。

在被测肺部中在所有阶段连续记录通气流速、容积和压力。在闭合性胸部(正压通气)和拔管后(负压通气)阶段的多个呼吸周期过程中，绘制来自气管、室(胸膜腔)、PA、LA和胸部顺应性球囊的代表性压力数据点，如图22和图23所示。图22示出了在闭合性胸部阶段(正压通气)期间收集的气管压力和室压力与时间的关系的代表性图。图23示出了在拔管后阶段(负压通气)期间收集的气管压力和室压力与时间的关系的代表性图。针对每个被测肺部，对从正压(闭合性胸部、完全机械通气)和负压(拔管后)阶段的周期进行平均化。

图24和图25分别示出了正压通气(闭合性胸部阶段)下的平均流速-容积和平均压力-容积环。在气管端口处测量压力和流量。图26和图27显示了在负压通气(拔管后阶段)下的类似的数据，不同之处在于在室端口处测量的压力(在气管端口处测量的流量)。图28示出了在负压下的平均压力-容积，但是压力是在气管端口处测量的。在图24至图28的所有子图中，根据在气管端口处测量的流量计算容积。图24至图28中的线和标记指示环的吸气和呼气部分，箭头指示沿环的方向。下表2汇总了每个被测肺部的平均最大气管压力(正压)、平均最小室压力(负压)和最大肺部容积(基于气管压力)，以及所有肺部的合并值。表2提供了每个被测肺部的最大吸气容积、气管压力和正压(闭合性胸部)和负压(拔管后)通气的泄漏速率的平均值和标准偏差的汇总。表2中还提供了来自负压通气的最小室压力。表2中的平均值+/-标准偏差来自给定测试阶段内的所有循环。在表2的最右边一栏提供了所有九个动物的平均值和合并标准偏差。

表2

十八个注射器验证试验的泄漏体积(ml)的平均值+/-标准偏差与归一化时间的关系如图29所示。在每个归一化时间，体积精确到±6.5ml或～1％。在大多数测试中，测得的体积与实际注射的体积的偏差最小，在测试开始和结束时观察到的差异最大(注射体积的+/-6.5％)。收集每个通气阶段和来自每个肺部组的漏气数据，并且将其绘制为测试阶段过程中平均归一化泄漏速率(％)的条形图(图30)。图30中的四分位数间距框图显示了50％的数据，其中须部代表分布的上下25％。图30中的星号指示上四分位数和下四分位数之外的数据。需注意，随着引入负压通气(逆转、紧急情况、自发)，泄漏速率增加至高于闭合性胸部阶段(全正压)的水平。切换到完全负压(拔管后)后，平均泄漏速率显著增加，并且在咳嗽、深呼吸和灌注阶段保持不变。闭合性胸部显示平均归一化泄漏速率(7.66％+/-6.46％)，在逆转、紧急情况和自发(负压和完全机械支持)阶段，泄漏速率逐渐增加。在自发(24.7％+/-11.1％)和拔管后阶段(63.3％+/-20.0％)之间观察到急剧增加，这标志着仅完全负压通气的开始。咳嗽和深呼吸阶段对泄漏速率的影响最小。灌注肺部(n＝3个标本的平均值)使拔管后的泄漏速率稍有降低(36.8％+/-12.2％)，但仍大于正压阶段。

EIT数据的代表性分析如图31至图33所示。图31示出了来自单个周期的峰吸气的EIT图像，肺部的粗略轮廓用白色示出，而图32示出了左右肺部之间的潮气量百分比的分布，彩色条表示来自每个肺部的象限的潮气量百分比。EIT环内的峰阻抗(图31)适合肺部组轮廓的阻抗。右/左肺部组分布几乎均匀地分裂(图32)，并且进一步分为象限，示出在颅侧区域和尾侧(caudal)区域的潮气量分布类似。中心象限存在明显差异，但可能是由于下中心象限存在副叶(右肺)所致。各个象限阻抗与时间的关系(图32)和总阻抗变化与时间的关系(图33)示出了遵循系统规定的容积与时间波形的规则模式。在图32中，从两侧绘制了每个象限的潮气量百分比与时间的关系；需注意，在尾侧和颅侧象限中左右肺部之间的潮气量百分比分布相似。中心象限分布之间的差异可能是由于心脏的位置(降低阻抗)和副叶的存在。在图33中，呈现了四个周期的整个肺部组的潮气量与时间的关系。

灌注液分析的汇总数据呈现于下面的表3。表3中的基线(0min)数据来自灌注液在肺部中循环之前的单个样品分析。灌注液样品取自LA压力传感器端口。在表3中，BE代表碱过量，iCa代表离子钙，sO2代表氧饱和度。总共灌注六个肺部组，但并未在每个时间间隔由i-stat装置对全部电解质/血液进行测量；因此，还呈现了用于计算平均值和标准偏差的样本数量。pH、pCO₂、pO₂和HCO₃的平均值+/-标准偏差如图34所示。在整个通气过程中，pO₂在室内空气下保持在125mm Hg至132mm Hg。PC0₂在整个灌注过程中从7.4mm Hg增加到了10.4mmHg，而pH从7.40下降到6.83。通气期间葡萄糖从92mg/dl(基线)降至65mg/dl至68mg/dl。碳酸氢根离子浓度(HCO₃)从10.3mmol/L(基准)降至2.8mmol/L，然后稳定降至1.8mmol/L。钠离子和钾离子相对于基线基本没有变化。在初始灌注过程中，pH、pO2和pCO2下降—pH下降表明酸中毒，HCO₃下降表明代谢原因。葡萄糖数据(表3中示出)支持代谢性酸中毒。通过持续的灌注，pO2稳定并且保持在93％以上的饱和度。

表3

如汇总表中所示，在n＝9的被测肺中气管压力和室压力是一致的，如小的标准偏差所证明的。在肺部内以及跨肺部，最大吸气容积都有所不同。由于这些测试是在压力限制的容积控制模式下进行的，因此，如果达到压力极限(40cm H₂0压力)，吸气可能会在容积设定点之前停止；因此，可以导致容积的一些变化。另外，泄漏的存在(尤其是在负压下)可能会影响最大吸气容积，并且正常的动物之间的差异可能会导致单个肺部之间的容积差异。总体而言，考虑到变化的原因，肺部容积的标准偏差很低。最小室压力(负压)和泄漏速率在每个肺部内以及在所有被测肺部内一致。

在漏气量化系统验证中，在测试的最前和最后约4秒内观察到轻微的低估/高估，这可能是由于超声波传感器中选择的增益常数所致，通过该增益常数启动移除泵(以使液位返回设定点)。总体而言，与预期值的差异非常小，这对泄漏收集和量化系统建立了信心。

以上结果证实了模型在术中和术后设置中模仿各种呼吸方式的能力，以及捕获和量化漏气的能力。该模型表示相比先前的分离肺部的负压通气模型的一大进步，通过采用具有控制的室容积膨胀的浸没式肺部模型来使肺部膨胀，而不是施加压力梯度来引起容积变化。通过使用容积变化引起负压，该模型可同时控制呼吸速率和潮气量，从而实现高度受控的生理性呼吸机制。

产生的平均流速-容积(QV)环呈现出与临床容积控制的机械通气和患者肺量测定曲线相同的通气条件的一般进展。如机械通气下的典型QV环，在吸气期间观察到流量急剧增加，然后达到平稳状态。流量急剧下降，逐渐返回到零，标志呼气。吸气速率略小于呼气速率，这在正常气道阻力下是典型的。在负压通气下的QV环中，吸气开始时流量急剧增加，然后随着潮气量达到峰值逐渐减小，这与正常的呼吸肺量测定法曲线类似。在通气系统中观察到一些流量限制，如略微平缓的QV肺量测定曲线所示。这很可能是由气管插管、流速传感器、电磁阀和管材引起的；相似地，插管的患者也面临流量限制，与模型中示出的没有不同。

机械通气下的压力-容积(PV)环具有与临床患者环类似的功能，并且压力朝向峰值容积大幅增加。需注意，在这些实验中，保持PEEP为～5-7cm H₂0，并且容积控制通气模式(设定为800ml的容积)的压力极限为40cm H₂0。呼气时，随着压力的降低，曲线表现出最小的容积变化，这意味着顺应性增加。肺部缺陷可能是导致呼气曲线形状变化的原因。由于每个肺部都存在泄漏，因此在呼气开始期间，吸入的空气体积可能优先从泄漏部位离开，直到足够低的气管压力将剩余的体积从气管中抽出为止。

在负压通气下，气管PV环显示出具有最小压力变化的潮气量变化，正如在施加少量CPAP时的自然呼吸的肺部所预期的那样。通过室压力而接近胸膜腔内压的负压PV环展示出与正压通气类似的模式，吸气时容积随着压力的变化(在这种情况下为负)而稳定增加，并且随着压力增加回到零，容积以更快的速度减小。同样，顺应性的提高和漏气的存在可能有助于PV曲线的形状。

有意地在肺部中引入缺陷以引起漏气并且通过各种模拟的术中和术后呼吸阶段监测泄漏产生了令人惊讶的泄漏速率结果。当通气模式从完全机械支持(正压)变为自发呼吸(完全负压通气的情况下间歇性正压)时，观察到泄漏速率的少量增加。有趣的是，拔管后阶段(完全负压呼吸)的泄漏速率明显快速上升。正负通气之间的这种过渡似乎表示确定泄漏速率大小的关键因素。进一步向肺部施加压力(咳嗽、深呼吸)对泄漏速率没有明显影响。导致这种明显的泄漏速率与压力模态显著差异的潜在机制可能会成为今后在这种离体肺部系统测试中进一步探索的重要课题。关于观察到的差异的一种假设是，压力模态与组织的相互作用方式是根本不同的。在正压的情况下，空气被迫进入大的气道，从而克服增加的气道阻力以到达肺泡。当肺泡压力超过胸膜压力(并且克服组织弹性)时，肺部膨胀。在负压下，肺部的整个胸膜表面受到作用，压力将肺部拉开。当胸膜压力降至肺泡压力以下时，压力梯度发挥作用拉动肺部打开。由于此类力直接影响组织变形，因此现有的肺部损伤/孔可能在负压下比在正压下更容易张开。如在本研究中在PV曲线中所观察到的，与潮气量相当的负压(约-18cm H₂O)相比，正压通气(约40cm H₂O)期间生成的压力梯度要大得多，这表明负压通气使肺部膨胀的效率比正压通气更高。另外，在负压通气期间可以减小或消除在正压通气期间可能压缩泄漏的周围肺节段的质量效应，从而使泄漏恶化。

在这项工作中使用EIT能够帮助估计通气期间肺部内的气体分布。尽管存在其它技术，诸如氙气对比增强CT和超极化氙气或氦气增强MRI扫描，但是在模型内实现这些系统的难度在这项工作中是不切实际的。EIT被证明成功地识别整个肺部的通气，并且比较肺部的各侧面和区域(每侧的象限)内的通气。总体而言，数据表明肺部在两侧之间均衡通气，在泄漏部位附近的区域观察到高阻抗(指示通气)。阻抗曲线遵循气管压力曲线。低阻抗区域(尤其是环的中心)与心脏的大致位置(具有低于空气的阻抗)匹配。

灌注液分析的结果与已公布的有关葡萄糖代谢的数据一致，指示器官的存活力。所观察到的轻度酸中毒和电解质变化与具有二十四小时或更长的冷缺血时间的肺部中的组织灌注和缺血再灌注损伤相匹配。所测量的LA(肺静脉)氧气和二氧化碳分压代表组织通气和灌注，并且与先前的关于持续性分离肺部培养的数据类似，这是在模型中朝向功能性肺部推动的重要观察结果。

测试限于急性的80分钟时间范围；由于PAL通常在外科手术后的1至2天显现，因此漏气速率可能存在重大变化，而在当前的测试中并未观察到这种变化。最后，尽管使用盐水浴对于捕获和量化泄漏至关重要，但是在肺部添加流体静压可能已引起非生理性变形。通过限制泄漏到驻留在室的顶部附近的肺部的腹面，最大程度地减小泄漏部位的流体静压头，从而减少测试样本之间的差异，降低这种风险。

关于模型的未来工作可包括关注复制与组织处理以及缝合装置相关联的肺部切除规程中的泄漏，以估计在不同压力模态下产生的泄漏。另外，使用具有在临床上代表患者的病理状态的移植排斥的人体组织的潜力将极大地加深对关于泄漏病因学的科学的理解，特别是在应用于外科领域时。最后，延长测试阶段以更好地接近PAL显现的术后时间段(长达两天)可增进对泄漏在临床相关时间段内如何变化的新见解。

根据上述实施方案，本领域的技术人员将会认识到本发明的另外的特征和优点。因此，本发明不应受到已具体示出和描述内容的限制，除非所附权利要求有所指示。本文引用的所有出版物和参考文献全文明确地以引用方式并入本文。

Claims (16)

1.一种医疗漏气建模系统，包括：

第一液密气密室，所述第一液密气密室被配置成在其中具有液体，并且肺部浸入在所述第一液密气密室中的所述液体中；

第二液密气密室；

管，所述管连接所述第一液密气密室和所述第二液密气密室以允许液体在所述第一液密气密室和所述第二液密气密室之间循环；第一泵，所述第一泵被配置成能够使流体在所述第一液密气密室和所述第二液密气密室之间循环；

传感器，所述传感器被配置成能够感测所述第二液密气密室中的液体填充水平；

控制单元，所述控制单元操作地联接到所述传感器，所述控制单元被配置成能够响应于所述传感器感测到所述填充水平的阈值量的变化，启动第二泵以使所述第二泵将液体从所述第一液密气密室泵送到所述第二液密气密室；以及

压力机构，所述压力机构定位在所述第一液密气密室之外并且被配置成能够使浸入所述第一液密气密室中的所述液体中的所述肺部膨胀和收缩，

所述压力机构包括：

呼吸机，所述呼吸机被配置成能够向浸入所述第一液密气密室中的所述液体中的所述肺部提供振荡正压；以及

活塞，所述活塞被配置成能够向浸入所述第一液密气密室中的所述液体中的所述肺部提供负压。

2.根据权利要求1所述的系统，其中，所述流体包括液体和空气，所述第二泵为蠕动泵，并且所述控制单元被配置成能够使用所述蠕动泵在将所述流体从所述第一液密气密室泵送到所述第二液密气密室时的旋转量来确定由所述第一泵从所述第一液密气密室移动至所述第二液密气密室的空气的量。

3.根据权利要求1所述的系统，还包括被配置成能够浸入所述第一液密气密室中的所述液体中的球囊。

4.根据权利要求1所述的系统，还包括被配置成能够浸入所述第一液密气密室中的所述液体中的球囊，所述球囊被配置成能够响应于所述肺部的膨胀而从默认的膨胀状态收缩。

5.根据权利要求1所述的系统，其中，所述第一液密气密室的顶壁具有穹顶形状，以允许在所述顶壁和所述第一液密气密室中的所述液体的顶部之间收集空气。

6.根据权利要求5所述的系统，还包括位于所述穹顶形状的顶部处的端口，以及第二管，所述第二管连接至所述端口和所述第二液密气密室；

其中所述穹顶形状是所述顶壁的唯一穹顶部分，并且所述第一泵被配置成能够使所述流体循环通过所述第二管。

7.根据权利要求5所述的系统，其中，所述穹顶形状包括在所述顶壁中的多个穹顶形状，所述多个穹顶形状中的每个在其顶部具有端口，并且所述第一泵被配置成能够使所述流体循环通过多个所述端口中的所选择的一个端口。

8.根据权利要求1所述的系统，还包括位于所述第一液密气密室的壁中的气管端口，所述气管端口被配置成能够操作地联接到所述肺部以允许液体通过所述气管端口流出所述肺部并且从所述第一液密气密室流出。

9.根据权利要求8所述的系统，其中，第二管从所述气管端口延伸到所述第一液密气密室之外；

夹管阀沿所述第二管定位；并且

所述夹管阀被配置成能够在打开位置和闭合位置之间选择性地运动，在所述打开位置中，所述夹管阀不阻塞通过所述第二管的流动，在所述闭合位置中，所述夹管阀阻塞通过所述第二管的流动。

10.根据权利要求1所述的系统，还包括加热器，所述加热器操作地联接到所述第一液密气密室并且被配置成能够加热浸入所述第一液密气密室中的所述液体中的所述肺部。

11.根据权利要求1所述的系统，其中，所述控制单元被配置成能够响应于所述传感器感测到所述填充水平基本上等于预先确定的填充水平，停用所述第二泵以使所述第二泵停止从而结束从所述第二液密气密室移除空气。

12.根据权利要求1所述的系统，其中，所述第一液密气密室的壁是透明的，以允许从所述第一液密气密室的外部观察所述第一液密气密室中的所述肺部。

13.一种医疗漏气建模系统，包括：

第一液密气密室，其中：

所述第一液密气密室被配置成在其中具有液体，浸入所述液体中的肺部与所述第一液密气密室的底壁相邻，

所述第一液密气密室的顶壁包括穹顶部分，所述穹顶部分允许在所述顶壁和所述第一液密气密室中的所述液体的顶部之间收集空气，并且

所述穹顶部分的顶部在其中具有端口，所述端口被配置成能够允许所收集的空气从所述端口通过离开；以及

压力机构，所述压力机构定位在所述第一液密气密室之外并且被配置成能够使浸入所述第一液密气密室中的所述液体中的所述肺部膨胀和收缩，其中，响应于所述膨胀和收缩，所述肺部中存在的泄漏将空气从所述肺部释放到液体中，然后进入所述穹顶部分，

所述压力机构包括：

呼吸机，所述呼吸机被配置成能够向浸入所述第一液密气密室中的所述液体中的所述肺部提供振荡正压；以及

活塞，所述活塞被配置成能够向浸入所述第一液密气密室中的所述液体中的所述肺部提供负压。

14.根据权利要求13所述的系统，还包括被配置成能够浸入所述第一液密气密室中的所述液体中的球囊，所述球囊被配置成能够响应于所述肺部的膨胀而从默认的膨胀状态收缩。

15.根据权利要求13所述的系统，还包括第二液密气密室，所述第二液密气密室与所述第一液密气密室流体连通；

第一泵，所述第一泵被配置成能够将流体泵送通过所述端口并且进入所述第二液密气密室；

传感器，所述传感器被配置成能够感测所述第二液密气密室中的液体的液体填充水平；以及

控制单元，所述控制单元操作地联接到所述传感器，所述控制单元被配置成能够响应于所述传感器感测到所述填充水平的阈值量的变化，启动第二泵以使所述第二泵将液体从所述第一液密气密室泵送到所述第二液密气密室。

16.一种使用权利要求1-12或13-15中任一项所述的医疗漏气建模系统的医疗漏气建模方法，包括：

使流体在第一液密气密室和第二液密气密室之间循环，所述第一液密气密室中具有浸入液体中的肺部；

用传感器感测所述第二液密气密室中的液体填充水平；

响应于所述传感器感测到所述填充水平的阈值量的变化，启动蠕动泵以使所述泵将液体从所述第一液密气密室泵送到所述第二液密气密室；以及

使用所述蠕动泵在将液体从所述第一液密气密室泵送到所述第二液密气密室时的旋转量来确定在流体的循环期间从所述肺部泄漏的空气的量。

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