CN116682316A - 一种基于液压驱动的体/肺双循环系统血管流动模拟装置 - Google Patents
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Abstract
本发明涉及生物医学的技术领域，尤其涉及一种基于液压驱动的体/肺双循环系统血管流动模拟装置。包括体循环模拟区、肺循环模拟区和心脏脉动模拟区；通过控制电磁换向阀Ⅰ、电磁换向阀Ⅱ、电磁换向阀Ⅲ、电磁换向阀Ⅳ、电磁换向阀Ⅴ、电磁换向阀Ⅵ，实现心脏脉动模拟区模拟心脏的等容收缩期、快速射血期、减慢射血期、舒张前期和舒张期的血压情况，改变电磁换向阀的切换频率可改变模拟心率；同时体循环模拟区用于模拟人体的体循环，肺循环模拟区用于模拟人体的肺循环。因此本发明对体循环和肺循环相互作用时的情况进行研究。此外，本发明使用一个动力源实现体循环和肺循环的驱动控制，避免了两个动力源难以同步的问题。
Description
技术领域
本发明涉及生物医学技术领域，尤其涉及一种基于液压驱动的体/肺双循环系统血管流动模拟装置。
背景技术
血液循环系统由心脏不停地跳动、提供动力推动血液在血管中循环流动，血液循环系统良好的工作状态是机体得以生存的条件。血管病变引起的相关病症会严重危害人的健康，但是在血管疾病研究过程中，长期依靠动物活体实验，其研究周期长，研究进程缓慢，故研究一种体外血液循环模拟装置具有重要意义。
目前体外血液循环模拟装置大多针对体循环或肺循环单独进行模拟，在研究体、肺循环相互作用方面存在局限性。少数能够同时模拟体、肺循环的装置是将体循环或肺循环系统串联起来得到的，其存在以下缺点：
（1）体循环和肺循环分别使用一个动力源，此时常会出现动力源无法同步的情况。使用空气作为动力源的方式，由于空气的可压缩性使装置精度降低，且所使用的弹性膜会产生疲劳，降低实验的重复性。
（2）心动周期中血压的模拟仅模拟收缩期和舒张期，缺少进一步的模拟。若采用蠕动泵或者血泵模拟血流脉动，其调节范围较小，且产生脉动与真实生理波形存在差异。
（3）缺少对心室顺应性的模拟，且心室快速收缩产生的冲击会减少管路寿命。若使用空气模拟心室的顺应性，需要较大的空气体积，导致心室模拟腔的结构体积较大。
（4）采用节流阀模拟外周阻力，通过节流阀调整血管半径，以改变血管阻力，但管径的突然收缩和扩张会带来冲击，使模拟血液流速不稳定。此外节流阀的调节精度不能满足调节需求，且经过节流阀后的模拟血液需要较长管路才能使流动充分发展。
发明内容
本发明的目的在于提供一种基于液压驱动的体/肺双循环系统血管流动模拟装置，该装置能够为多种状态下人体血液循环的血液动力学研究和临床医学生示教提供可靠的体外模拟实验平台。
本发明的具体技术方案如下：一种基于液压驱动的体/肺双循环系统血管流动模拟装置，包括体循环模拟区2、肺循环模拟区3和心脏脉动模拟区1；
所述心脏脉动模拟区1包括齿轮泵101、电磁换向阀Ⅰ102、电磁换向阀Ⅱ103、电磁换向阀Ⅲ104、电磁换向阀Ⅳ105、电磁换向阀Ⅴ106、电磁换向阀Ⅵ107、溢流阀Ⅰ108、溢流阀Ⅱ109、单向阀Ⅰ110、单向阀Ⅱ111、左心室模拟腔112和右心室模拟腔113；
齿轮泵101的出口通过管路分别连通着电磁换向阀Ⅰ102和电磁换向阀Ⅱ103的进口，
电磁换向阀Ⅰ102的出口通过管路分别连通着溢流阀Ⅰ108和单向阀Ⅰ110，
磁换向阀Ⅱ的出口通过管路分别连通着溢流阀Ⅱ109和单向阀Ⅱ111，
单向阀Ⅰ110的出口通过管路分别连通着电磁换向阀Ⅲ104和左心室模拟腔112，左心室模拟腔112的出口通过管路连通着电磁换向阀Ⅴ106的进口，
单向阀Ⅱ111的出口通过管路分别连通着电磁换向阀Ⅳ105和右心室模拟腔113，右心室模拟腔113的出口通过管路连通着电磁换向阀Ⅵ107的进口，
齿轮泵101的进口、溢流阀Ⅰ108的出口和溢流阀Ⅱ109的出口通过四通Ⅰ管路连通；
四通Ⅰ的进口、电磁换向阀Ⅲ104的出口和电磁换向阀Ⅳ105的出口通过四通Ⅱ管路连通着系统进口；
体循环模拟区2包括通过管路依次连通的主动脉模拟腔21、整流器Ⅰ22、流量传感器Ⅰ23、外周阻力模拟管路、整流器Ⅱ26、静脉模拟腔27和左心房模拟腔28，外周阻力模拟管路用于模拟血液在体循环的血管中流动时所受到的各种阻力；
肺循环模拟区3包括通过管路依次连通的肺动脉模拟腔31、整流器Ⅲ32、流量传感器Ⅱ33、肺阻力模拟管路、整流器Ⅳ34、肺静脉模拟腔35和右心房模拟腔36，肺阻力模拟管路用于模拟血液在肺循环的血管中流动时所受到的阻力；
左心房模拟腔28的出口、右心房模拟腔36的出口通过管路连通着系统出口；
工作时，通过控制电磁换向阀Ⅰ102、电磁换向阀Ⅱ103、电磁换向阀Ⅲ104、电磁换向阀Ⅳ105、电磁换向阀Ⅴ106、电磁换向阀Ⅵ107开闭，实现心脏脉动模拟区1模拟心脏的等容收缩期、快速射血期、减慢射血期、舒张前期和舒张期的血压情况，改变电磁换向阀的切换频率可改变模拟心率；同时体循环模拟区2用于模拟人体的体循环，肺循环模拟区3用于模拟人体的肺循环。
进一步，所述外周阻力模拟管路和肺阻力模拟管路的结构相同，均包括两路并联管道，且每个管道上依次设有阻力阀24和单向阀Ⅲ25；
每个所述阻力阀24包括阀体241、调节杆242、多孔材料泡沫铜的阀芯243，阀体241的上端通过密封圈和阀盖密封连接，阀体241的中部开设有出口，阀体241的下部开设有进口，
调节杆242通过螺纹配合竖直插设在阀体241内，且调节杆242的下端和阀芯243连接，通过调节杆242调节阀芯243位置，实现阀芯243和阻力阀24出口相对位置改变。
进一步，每个所述整流器Ⅰ22、整流器Ⅱ26的结构相同，均包括圆柱形套筒221和均匀布置在套筒221内的整流板222，每个整流板222为正六边形筒状，每个整流板222和套筒221同轴布置，且正六边形的每侧板上均匀开设有整流孔。
进一步，所述主动脉模拟腔21和肺动脉模拟腔31结构相同，均包括动脉腔腔体211、动脉腔活塞212和动脉位移传感器213，所述动脉腔腔体211的下部分别开设有进口和出口，动脉腔腔体211的上端开设有调节孔；
所述动脉腔活塞212配合设于动脉腔腔体211内，动脉位移传感器213竖向插设于动脉腔腔体211内，且动脉位移传感器213的下端通过磁环插接于动脉腔活塞212上。
进一步，所述静脉模拟腔27、左心房模拟腔28、肺静脉模拟腔35、右心房模拟腔36均为开口的圆筒形容器，且容器内壁设有刻度。
进一步，所述左心室模拟腔112和右心室模拟腔113的结构相同，均包括心室腔腔体1121、心室腔活塞1122、心室位移传感器1123和弹簧1124，所述心室腔腔体1121的下部分别开设有进口和出口，所述心室腔活塞1122配合设于心室腔腔体1121内，心室位移传感器1123竖向插设于心室腔腔体1121内，且心室位移传感器1123的下端通过磁环插接于心室腔活塞1122上，心室腔活塞1122的上端对应的心室位移传感器1123上套设有弹簧1124，且弹簧1124的上端通过心室腔腔体1121的端盖凸台定位连接，弹簧1124的下端通过心室腔活塞1122上端的凸台定位连接。
进一步，所述单向阀Ⅰ110、单向阀Ⅱ111和每个单向阀Ⅲ25均为弹性膜片单向阀，使得其启动压力小，且弹性膜片可以吸收、缓冲冲击力。
本发明的有益技术效果如下：
（1）本发明的液压驱动的体/肺双循环系统血管流动模拟装置，包括体循环模拟区、肺循环模拟区和心脏脉动模拟区；实现对血液循环系统中体、肺循环同时进行模拟，以对体循环和肺循环相互作用时的情况进行研究，同时可以使用一个动力源即齿轮泵控制压强不同的体循环和肺循环，避免了两个动力源难以同步的问题。
（2）本发明的液压驱动的体/肺双循环系统血管流动模拟装置，使用齿轮泵、心室模拟腔和电磁换向阀模拟心脏泵血，齿轮泵向心室模拟腔供液，心室模拟腔积蓄能量，电磁换向阀打开时心室模拟腔将血液射出，通过改变电磁换向阀的启闭顺序实现对等容收缩期，快速射血期、减慢射血期、舒张前期和舒张期中血压的模拟。
（3）本发明的液压驱动的体/肺双循环系统血管流动模拟装置，左心室模拟腔和右心室模拟腔使用弹簧对心室模拟腔进行顺应性模拟，顺应性为体积变化量与压强变化量的比值，结合气体的状态方程和胡克定律可以求得模拟顺应性所需要的弹簧刚度，进而获得弹簧的具体参数；齿轮泵向左心室模拟腔和右心室模拟腔泵血，使其内部压强升高，回路中的能量转换成弹簧的弹性势能进行储存，心室腔活塞上移；单向阀Ⅰ、单向阀Ⅱ开通后，左心室模拟腔和右心室模拟腔将模拟血液挤压进后续管路中。所述位移传感器和磁环配合使用，可以测得心室腔活塞的上升高度，由弹簧刚度可计算心室模拟腔内的压力，其中弹簧的刚度系数可以很大，因此心室模拟腔体积小，调节范围广，可重复性高。
（4）本发明的液压驱动的体/肺双循环系统血管流动模拟装置，设计了一种使用多孔介质泡沫铜为阀芯的阻力阀，泡沫铜对流体有分散及缓冲作用，降低水锤效应对管路的危害，所设计的阻力阀可以灵活调节液体流经泡沫铜的体积，以设置不同的阻力，同时整流器Ⅰ、整流器Ⅱ、整流器Ⅲ和整流器Ⅳ使模拟血液在较短长度形成充分发展的流动。
附图说明
图1是本发明的结构示意图。
图2是本发明的控制原理和实验区域图。
图3是本发明的心室模拟腔的剖视图。
图4是本发明的动脉模拟腔的剖视图。
图5是本发明的整流器的示意图。
图6是本发明的整流器整流板的示意图。
图7是本发明的外周阻力模拟阀的剖视图。
图8是本发明的心动周期的AMESim软件仿真模拟图。
图9是本发明的电磁阀开关顺序图。
其中：心脏脉动模拟区1、齿轮泵101、电磁换向阀Ⅰ102、电磁换向阀Ⅱ103、电磁换向阀Ⅲ104、电磁换向阀Ⅳ105、电磁换向阀Ⅴ106、电磁换向阀Ⅵ107、溢流阀Ⅰ108、溢流阀Ⅱ109、单向阀Ⅰ110、单向阀Ⅱ111、左心室模拟腔112、右心室模拟腔113、心室腔腔体1121、心室腔活塞1122、心室位移传感器1123、弹簧1124、体循环模拟区2、主动脉模拟腔21、动脉腔腔体211、动脉腔活塞212、动脉位移传感器213、整流器Ⅰ22、套筒221、整流板222、流量传感器Ⅰ23、阻力阀24、阀体241、调节杆242、阀芯243、单向阀Ⅲ25、整流器Ⅱ26、静脉模拟腔27、左心房模拟腔28、肺循环模拟区3、肺动脉模拟腔31、整流器Ⅲ32、流量传感器Ⅱ33、整流器Ⅳ34、肺脉模拟腔35、右心房模拟腔36。
具体实施方式
为使本发明的目的、技术方案及优点更加清楚明白，以下结合附图及实施例，对本发明作进一步详细说明。应当理解，此处所描述的具体实施方式仅仅用以解释本发明，并不用于限定本发明。
实施例1
见图1，一种基于液压驱动的体/肺双循环系统血管流动模拟装置，包括体循环模拟区2、肺循环模拟区3和心脏脉动模拟区1；
所述心脏脉动模拟区1包括齿轮泵101、电磁换向阀Ⅰ102、电磁换向阀Ⅱ103、电磁换向阀Ⅲ104、电磁换向阀Ⅳ105、电磁换向阀Ⅴ106、电磁换向阀Ⅵ107、溢流阀Ⅰ108、溢流阀Ⅱ109、单向阀Ⅰ110、单向阀Ⅱ111、左心室模拟腔112和右心室模拟腔113；
齿轮泵101的出口通过管路分别连通着电磁换向阀Ⅰ102和电磁换向阀Ⅱ103的进口，
电磁换向阀Ⅰ102的出口通过管路分别连通着溢流阀Ⅰ108和单向阀Ⅰ110，
电磁换向阀Ⅱ103的出口通过管路分别连通着溢流阀Ⅱ109和单向阀Ⅱ111，
单向阀Ⅰ110的出口通过管路分别连通着电磁换向阀Ⅲ104和左心室模拟腔112，左心室模拟腔112的出口通过管路连通着电磁换向阀Ⅴ106的进口，
单向阀Ⅱ111的出口通过管路分别连通着电磁换向阀Ⅳ105和右心室模拟腔113，右心室模拟腔113的出口通过管路连通着电磁换向阀Ⅵ107的进口，
齿轮泵101的进口、溢流阀Ⅰ108的出口和溢流阀Ⅱ109的出口通过四通Ⅰ管路连通；
四通Ⅰ的进口、电磁换向阀Ⅲ104的出口和电磁换向阀Ⅳ105的出口通过四通Ⅱ管路连通着系统进口；
体循环模拟区2包括通过管路依次连通的主动脉模拟腔21、整流器Ⅰ22、流量传感器Ⅰ23、外周阻力模拟管路、整流器Ⅱ26、静脉模拟腔27和左心房模拟腔28，外周阻力模拟管路用于模拟血液在体循环的血管中流动时所受到的各种阻力；
肺循环模拟区3包括通过管路依次连通的肺动脉模拟腔31、整流器Ⅲ32、流量传感器Ⅱ33、肺阻力模拟管路、整流器Ⅳ34、肺静脉模拟腔35和右心房模拟腔36，肺阻力模拟管路用于模拟血液在肺循环的血管中流动时所受到的阻力；左心房模拟腔28的出口、右心房模拟腔36的出口通过管路连通着系统出口；
工作时，通过控制电磁换向阀Ⅰ102、电磁换向阀Ⅱ103、电磁换向阀Ⅲ104、电磁换向阀Ⅳ105、电磁换向阀Ⅴ106、电磁换向阀Ⅵ107开闭，实现心脏脉动模拟区1模拟心脏的等容收缩期、快速射血期、减慢射血期、舒张前期和舒张期的血压情况，改变电磁换向阀的切换频率可改变模拟心率；同时体循环模拟区2用于模拟人体的体循环，肺循环模拟区3用于模拟人体的肺循环。
见图3，所述左心室模拟腔112和右心室模拟腔113的结构相同，均包括心室腔腔体1121、心室腔活塞1122、心室位移传感器1123和弹簧1124，所述心室腔腔体1121的下部分别开设有进口和出口，所述心室腔活塞1122配合设于心室腔腔体1121内，心室位移传感器1123竖向插设于心室腔腔体1121内，且心室位移传感器1123的下端通过磁环插接于心室腔活塞1122上，心室腔活塞1122的上端对应的心室位移传感器1123上套设有弹簧1124，且弹簧1124的上端通过心室腔腔体1121的端盖凸台定位连接，弹簧1124的下端通过心室腔活塞1122上端的凸台定位连接。
顺应性为体积变化量与压强变化量的比值，结合气体的状态方程和胡克定律可以求得模拟顺应性所需要的弹簧1124刚度，进而获得弹簧1124的具体参数；齿轮泵101向左心室模拟腔112和右心室模拟腔113泵血，使其内部压强升高，回路中的能量转换成弹簧1124的弹性势能进行储存，心室腔活塞1122上移；单向阀Ⅰ110、单向阀Ⅱ111开通后，左心室模拟腔112和右心室模拟腔113将模拟血液挤压进后续管路中。所述位移传感器1123和磁环配合使用，可以测得心室腔活塞1122的上升高度，由弹簧1124刚度可计算模拟腔内的压力。
见图4，所述主动脉模拟腔21和肺动脉模拟腔31结构相同，均包括动脉腔腔体211、动脉腔活塞212和动脉位移传感器213，所述动脉腔腔体211的下部分别开设有进口和出口，动脉腔腔体211的上端开设有调节孔；
所述动脉腔活塞212配合设于动脉腔腔体211内，动脉位移传感器213竖向插设于动脉腔腔体211内，且动脉位移传感器213的下端通过磁环插接于动脉腔活塞212上。
所述动脉位移传感器213和磁环配合使用，可以测得动脉位移传感器213的上升高度，根据气体状态方程可计算得模拟腔体内的压强，所述调节孔可连接充气囊，调整模拟腔内气液比例以模拟不同顺应性，工作状态时调节孔封闭。
见图5和图6，每个所述整流器Ⅰ22、整流器Ⅱ26的结构相同，均包括圆柱形套筒221和均匀布置在套筒221内的整流板222，每个整流板222为正六边形筒状，每个整流板222和套筒221同轴布置，且正六边形的每侧板上均匀开设有整流孔。整流板222上的整流孔用于进行压力交换和压力平衡，模拟血液经过整流，在较短距离得到充分发展。
见图7，所述外周阻力模拟管路和肺阻力模拟管路的结构相同，均包括两路并联管道或根据系统要求并联其他管路，且每个管道上依次设有阻力阀24和单向阀Ⅲ25；
每个所述阻力阀24包括阀体241、调节杆242、多孔材料泡沫铜的阀芯243，阀体241的上端通过密封圈和阀盖密封连接，阀体241的中部开设有出口，阀体241的下部开设有进口，
调节杆242通过螺纹配合竖直插设在阀体241内，且调节杆242的下端和阀芯243连接，通过调节杆242调节阀芯243位置，实现阀芯243和阻力阀24出口相对位置改变。
增大模拟血液流经阀芯243的体积，阻力增大，在心率和齿轮泵101排量不变时，主动脉模拟腔21和肺动脉模拟腔31压强增加，系统流量将会减少；减小模拟血液流经阀芯243的的体积，阻力减小，在心率和齿轮泵101排量不变时，主动脉模拟腔21和肺动脉模拟腔31压强降低，系统流量增加。
所述静脉模拟腔27、左心房模拟腔28、肺静脉模拟腔35、右心房模拟腔36均为开口的圆筒形容器，且容器内壁设有刻度，刻度能够量化腔内模拟血液和管道的高度差，以此可监测后续管路中模拟血液的压强。
所述单向阀Ⅰ110、单向阀Ⅱ111和每个单向阀Ⅲ25均为弹性膜片单向阀，使得其启动压力小，且弹性膜片可以吸收、缓冲冲击力。
见图8图9，通过控制电磁换向阀Ⅰ102、电磁换向阀Ⅱ103、电磁换向阀Ⅲ104、电磁换向阀Ⅳ105、电磁换向阀Ⅴ106、电磁换向阀Ⅵ107的开闭，实现模拟心脏的等容收缩期、快速射血期、减慢射血期、舒张前期和舒张期的血压情况，改变电磁换向阀的切换频率可改变模拟心率，具体如下：
等容收缩期开始时，电磁换向阀Ⅰ102、电磁换向阀Ⅱ103开通，电磁换向阀Ⅲ104、电磁换向阀Ⅳ105、电磁换向阀Ⅴ106、电磁换向阀Ⅵ107关闭，齿轮泵101向左心室模拟腔112和右心室模拟腔113泵血，左心室模拟腔112和右心室模拟腔113内压强快速升高；
等容收缩期完成后，电磁换向阀Ⅴ106和电磁换向阀Ⅵ107开通，模拟动脉瓣张开的过程，心室模拟腔向动脉模拟腔快速射血，心室模拟腔内血压的上升趋势减缓并趋于溢流阀Ⅰ108、溢流阀Ⅱ109的限定压力，动脉模拟腔内血压随心室模拟腔的血压上升而上升，进入快速射血期；
快速射血期结束后，电磁换向阀Ⅰ102、电磁换向阀Ⅱ103关闭，齿轮泵101不在向心室模拟腔供液，心室模拟腔内血压缓慢下降，其内储存模拟血液射入动脉模拟腔的速度减缓，进入减慢射血期；
减慢射血期结束后，电磁换向阀Ⅲ104、电磁换向阀Ⅳ105打开，电磁换向阀Ⅴ106和电磁换向阀Ⅵ107关闭。心室模拟腔内剩余压力经电磁换向阀Ⅲ104、电磁换向阀Ⅳ105从连通管路快速释放，主动脉模拟腔内血压不再受心室模拟腔内血压的影响，且由于动脉顺应性使其内血压缓慢下降，进入舒张前期；
舒张前期完成后，电磁换向阀Ⅰ102、电磁换向阀Ⅱ103打开，齿轮泵101向心室模拟腔供血，进入舒张期。
舒张期结束后完成一个心脏收缩和舒张的周期。改变电磁换向阀Ⅰ102、电磁换向阀Ⅱ103、电磁换向阀Ⅲ104、电磁换向阀Ⅳ105、电磁换向阀Ⅴ106、电磁换向阀Ⅵ107每分钟切换的频率就可改变心率。
实施例2
如图2，将实施例1中的一种基于液压驱动的体/肺双循环系统血管流动模拟装置，划分为心脏实验区4、动脉实验区5和外周实验区6，
心脏实验区4包括电磁换向阀Ⅲ104、电磁换向阀Ⅳ105、溢流阀Ⅰ108、溢流阀Ⅱ109、单向阀Ⅰ110、单向阀Ⅱ111、左心室模拟腔112、右心室模拟腔113。
动脉实验区5包括电磁换向阀Ⅴ106、电磁换向阀Ⅵ107、主动脉模拟腔21、肺动脉模拟腔31及其所在的动脉模拟管路；
模拟主动脉瓣和肺动脉瓣关闭不全病症时，可在电磁换向阀Ⅴ106、电磁换向阀Ⅵ107处并联节流阀；
模拟主动脉瓣和肺动脉瓣狭窄时，可在电磁换向阀Ⅴ106、电磁换向阀Ⅵ107与主动脉模拟腔21、肺动脉模拟腔31间串联阻力阀24；
模拟主、肺动脉硬化病症时，可改变主动脉模拟腔21和肺动脉模拟31的气体容积实现顺应性改变；
模拟动脉瘤时，将动脉瘤模拟装置接入主动脉模拟腔21下游，外周阻力模拟管路前的接口，模拟施加在动脉瘤上的脉动载荷。
外周实验区6包括阻力阀24、单向阀25根据实验要求可改变并联管路数量；
模拟肝门静脉时，将肝门静脉模拟装置接入外周阻力模拟阀24后，调节外周阻力模拟阀24的阻力以模拟肝门静脉前的阻力，模拟施加在肝门静脉上的脉动载荷。
心脏实验区4、动脉实验区5和外周实验区6配合进行实验，如模拟心衰时，减小溢流阀Ⅰ108、溢流阀Ⅱ109的启动压力，使左心室模拟腔112和右心室模拟腔113设定压力减小，进而减小主动脉模拟腔21和肺动脉模拟腔31内的压力；增加模拟血液流经阻力阀24中泡沫铜的体积，使系统流量减少；增加静脉模拟腔27和肺静脉模拟腔35内的模拟血液，使液面高度升高；提高二位二通电磁换向阀每分钟切换的频率，使设定心率加快。
本领域的技术人员容易理解，以上所述仅为本发明的较佳实施例而已，并不用以限制本发明，凡在本发明的精神和原则之内所作的任何修改、等同替换和改进等，均应包含在本发明的保护范围之内。
Claims (7)
1.一种基于液压驱动的体/肺双循环系统血管流动模拟装置，其特征在于：包括体循环模拟区（2）、肺循环模拟区（3）和心脏脉动模拟区（1）；
所述心脏脉动模拟区（1）包括齿轮泵（101）、电磁换向阀Ⅰ（102）、电磁换向阀Ⅱ（103）、电磁换向阀Ⅲ（104）、电磁换向阀Ⅳ（105）、电磁换向阀Ⅴ（106）、电磁换向阀Ⅵ（107）、溢流阀Ⅰ（108）、溢流阀Ⅱ（109）、单向阀Ⅰ（110）、单向阀Ⅱ（111）、左心室模拟腔（112）和右心室模拟腔（113）；
齿轮泵（101）的出口通过管路分别连通着电磁换向阀Ⅰ（102）和电磁换向阀Ⅱ（103）的进口，
电磁换向阀Ⅰ（102）的出口通过管路分别连通着溢流阀Ⅰ（108）和单向阀Ⅰ（110），
电磁换向阀Ⅱ（103）的出口通过管路分别连通着溢流阀Ⅱ（109）和单向阀Ⅱ（111），
单向阀Ⅰ（110）的出口通过管路分别连通着电磁换向阀Ⅲ（104）和左心室模拟腔（112），左心室模拟腔（112）的出口通过管路连通着电磁换向阀Ⅴ（106）的进口，
单向阀Ⅱ（111）的出口通过管路分别连通着电磁换向阀Ⅳ（105）和右心室模拟腔（113），右心室模拟腔（113）的出口通过管路连通着电磁换向阀Ⅵ（107）的进口，
齿轮泵（101）的进口、溢流阀Ⅰ（108）的出口和溢流阀Ⅱ（109）的出口通过四通Ⅰ管路连通；
四通Ⅰ的进口、电磁换向阀Ⅲ（104）的出口和电磁换向阀Ⅳ（105）的出口通过四通Ⅱ管路连通着系统进口；
体循环模拟区（2）包括通过管路依次连通的主动脉模拟腔（21）、整流器Ⅰ（22）、流量传感器Ⅰ（23）、外周阻力模拟管路、整流器Ⅱ（26）、静脉模拟腔（27）和左心房模拟腔（28），外周阻力模拟管路用于模拟血液在体循环的血管中流动时所受到的各种阻力；
肺循环模拟区（3）包括通过管路依次连通的肺动脉模拟腔（31）、整流器Ⅲ（32）、流量传感器Ⅱ（33）、肺阻力模拟管路、整流器Ⅳ（34）、肺静脉模拟腔（35）和右心房模拟腔（36），肺阻力模拟管路用于模拟血液在肺循环的血管中流动时所受到的阻力；
左心房模拟腔（28）的出口、右心房模拟腔（36）的出口通过管路连通着系统出口；
工作时，通过控制电磁换向阀Ⅰ（102）、电磁换向阀Ⅱ（103）、电磁换向阀Ⅲ（104）、电磁换向阀Ⅳ（105）、电磁换向阀Ⅴ（106）、电磁换向阀Ⅵ（107）开闭，实现心脏脉动模拟区（1）模拟心脏的等容收缩期、快速射血期、减慢射血期、舒张前期和舒张期的血压情况，改变电磁换向阀的切换频率可改变模拟心率；同时体循环模拟区（2）用于模拟人体的体循环，肺循环模拟区（3）用于模拟人体的肺循环。
2.根据权利要求1所述一种基于液压驱动的体/肺双循环系统血管流动模拟装置，其特征在于：所述外周阻力模拟管路和肺阻力模拟管路的结构相同，且每个管道上依次设有阻力阀（24）和单向阀Ⅲ（25）；
每个所述阻力阀（24）包括阀体（241）、调节杆（242）、多孔材料泡沫铜的阀芯（243），阀体（241）的上端通过密封圈和阀盖密封连接，阀体（241）的中部开设有出口，阀体（241）的下部开设有进口，调节杆（242）通过螺纹配合竖直插设在阀体（241）内，且调节杆（242）的下端和阀芯（243）连接，通过调节杆（242）调节阀芯（243）位置，实现阀芯（243）和阻力阀（24）出口相对位置改变。
3.根据权利要求1所述一种基于液压驱动的体/肺双循环系统血管流动模拟装置，其特征在于：每个所述整流器Ⅰ（22）、整流器Ⅱ（26）的结构相同，均包括圆柱形套筒（221）和均匀布置在套筒（221）内的整流板（222），每个整流板（222）为正六边形筒状，每个整流板（222）和套筒（221）同轴布置，且正六边形的每侧板上均匀开设有整流孔。
4.根据权利要求1所述一种基于液压驱动的体/肺双循环系统血管流动模拟装置，其特征在于：所述主动脉模拟腔（21）和肺动脉模拟腔（31）结构相同，均包括动脉腔腔体（211）、动脉腔活塞（212）和动脉位移传感器（213），所述动脉腔腔体（211）的下部分别开设有进口和出口，动脉腔腔体（211）的上端开设有调节孔；所述动脉腔活塞（212）配合设于动脉腔腔体（211）内，动脉位移传感器（213）竖向插设于动脉腔腔体（211）内，且动脉位移传感器（213）的下端通过磁环插接于动脉腔活塞（212）上。
5.根据权利要求1所述一种基于液压驱动的体/肺双循环系统血管流动模拟装置，其特征在于：所述静脉模拟腔（27）、左心房模拟腔（28）、肺静脉模拟腔（35）、右心房模拟腔（36）均为开口的圆筒形容器，且容器内壁设有刻度。
6.根据权利要求1所述一种基于液压驱动的体/肺双循环系统血管流动模拟装置，其特征在于：所述左心室模拟腔（112）和右心室模拟腔（113）的结构相同，均包括心室腔腔体（1121）、心室腔活塞（1122）和心室位移传感器（1123），所述心室腔腔体（1121）的下部分别开设有进口和出口，所述心室腔活塞（1122）配合设于心室腔腔体（1121）内，心室位移传感器（1123）竖向插设于心室腔腔体（1121）内，且心室位移传感器（1123）的下端通过磁环插接于心室腔活塞（1122）上，心室腔活塞（1122）的上端对应的心室位移传感器（1123）上套设有弹簧（1124），且弹簧（1124）的上端通过心室腔腔体（1121）的端盖凸台定位连接，弹簧（1124）的下端通过心室腔活塞（1122）上端的凸台定位连接。
7.根据权利要求1所述一种基于液压驱动的体/肺双循环系统血管流动模拟装置，其特征在于：所述单向阀Ⅰ（110）、单向阀Ⅱ（111）和每个单向阀Ⅲ（25）均为弹性膜片单向阀，使得其启动压力小，且弹性膜片可以吸收、缓冲冲击力。
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