專利名稱：全真模擬人體動脈脈沖壓力波形產(chǎn)生裝置及其產(chǎn)生方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明屬于醫(yī)用領(lǐng)域，它涉及一種全真模擬人體動脈脈沖壓力波形產(chǎn)生裝置 及其產(chǎn)生方法。
背景技術(shù)：
目前醫(yī)學(xué)上已知人體不同部位有八種動脈脈沖壓力波形圖，經(jīng)專利文獻檢索 目前有多種裝置可以檢測出人體不同部位動脈脈沖壓力波形，諸如中國申請?zhí)枮?89203152.2的發(fā)明名稱為一種動靜脈測壓裝置、中國申請?zhí)枮?9101511.8的發(fā)明名 稱為用肱動脈收縮壓標(biāo)定動脈壓力圖測量血壓方法等，但上述專利僅能被動檢測 出人體動脈脈沖壓力波形圖，而不可全真地模擬出人體動脈脈沖壓力波形，脈沖 壓力波形可應(yīng)用于多種場合，例如為研究人工培養(yǎng)的內(nèi)皮細(xì)胞生物學(xué)特性提供血 液動力學(xué)環(huán)境，詳見內(nèi)皮細(xì)胞測試裝置，醫(yī)用生物力學(xué)期刊，2003， 12;為研究 心血管循環(huán)系統(tǒng)問題提供實驗手段，詳見心臟-冠狀動脈-心肌橋模擬裝置中的心泵 系統(tǒng)，上海理工大學(xué)學(xué)報，2003， 2;利用硅膠管流動腔系統(tǒng)模擬動脈脈動血流切 應(yīng)力和周向應(yīng)力環(huán)境，醫(yī)用生物力學(xué)期刊，2006， 6，而上述文獻資料中所述的模 擬脈沖壓力波形只是簡單的正弦壓力波形或者類似正弦壓力波形，不能全真模擬 人體動脈脈沖壓力波形，因其測試與模擬環(huán)境沒有真正地仿真人體血液動力學(xué)環(huán) 境等，總之經(jīng)國內(nèi)外專利檢索，目前還未發(fā)現(xiàn)專門用于全真模擬人體不同部位八 種動脈脈沖壓力波形的產(chǎn)生裝置及其產(chǎn)生方法。

發(fā)明內(nèi)容
針對上述存在的問題，本發(fā)明提供了一種全真模擬人體動脈脈沖壓力波形產(chǎn) 生裝置及其產(chǎn)生方法，為人造血管的醫(yī)學(xué)應(yīng)用創(chuàng)造必要條件。
本發(fā)明解決技術(shù)問題的技術(shù)方案如下 一種全真模擬人體動脈脈沖壓力波形產(chǎn)生裝置，它包括導(dǎo)流硅膠管10、導(dǎo)線 11、裝有處理和轉(zhuǎn)換信號軟件的計算機12、顯示器13、打印機14，其特征在于它 還包括通過導(dǎo)流硅膠管10與第一微型水泵2相連的第一出水口 1A，通過導(dǎo)流硅膠 管10與第二微型水泵3相連的第二出水口 1B,通過導(dǎo)流硅膠管10與第一通水用 兩位三通電磁闊5和第二通水用兩位三通電磁闊8及通水用單向止回閥9相連的進水口 1C構(gòu)成的長方體儲液箱1、既通過導(dǎo)流硅膠管10與長方體儲液箱1和帶有 調(diào)節(jié)閥的三通4相連又通過導(dǎo)線11與可編程程序控制器16相連的第一微型水泵2、 既通過導(dǎo)流硅膠管10與長方體儲液箱1和帶有調(diào)節(jié)閥的三通4相連又通過導(dǎo)線11 與可編程程序控制器16相連的第二微型水泵3、通過導(dǎo)流硅膠管10分別與第一微 型水泵2和第二微型水泵3及第一通水用兩位三通電磁閥5相連的帶有調(diào)節(jié)閥的 三通4、既通過導(dǎo)流硅膠管10分別與長方體儲液箱1，帶有調(diào)節(jié)閥的三通4，波形 調(diào)節(jié)裝置6的蒸餾水進出口 6C，第二通水用兩位三通電磁閥8,通水用單向止回 閥9相連又通過導(dǎo)線11與可編程程序控制器16相連的第一通水用兩位三通電磁 閥5、包括通過導(dǎo)流硅膠管10與第一通氣用兩通電磁閥18相連的出氣口 6A，通 過導(dǎo)流硅膠管10與第二通氣用兩通電磁閥19相連的進氣口 6B，通過導(dǎo)流硅膠管 10分別與第一通水用兩位三通電磁閾5和壓力傳感器7及第二通水用兩位三通電 磁閥8相連的蒸餾水進出口 6C構(gòu)成的波形調(diào)節(jié)裝置6、既通過導(dǎo)流硅膠管10分別 與波形調(diào)節(jié)裝置6，第二通水用兩位三通電磁閥8相連又通過導(dǎo)線11與裝有處理 和轉(zhuǎn)換信號軟件的計算機12相連的壓力傳感器7、既通過導(dǎo)流硅膠管10分別與長 方體儲液箱l，第一通水用兩位三通電磁閥5，波形調(diào)節(jié)裝置6，壓力傳感器7， 通水用單向止回閥9相連又通過導(dǎo)線11與可編程程序控制器16相連的第二通水 用兩位三通電磁閥8、通過導(dǎo)流硅膠管10分別與長方體儲液箱1，第一通水用兩 位三通電磁閥5，第二通水用兩位三通電磁閥8相連的通水用單向止回閥9、既與 外電源相連又通過導(dǎo)線11與可編程程序控制器16相連的直流穩(wěn)壓電源15、通過 導(dǎo)線11分別與第一微型水泵2，第二微型水泵3，第一通水用兩位三通電磁閥5， 第二通水用兩位三通電磁閥8，裝有處理和轉(zhuǎn)換信號軟件的計算機12，直流穩(wěn)壓 電源15相連的可編程程序控制器16、既通過導(dǎo)流硅膠管10與第二通氣用兩通電 磁閥19相連又通過導(dǎo)線11與裝有處理和轉(zhuǎn)換信號軟件的計算機12相連的微型空 氣壓縮機17、既通過導(dǎo)流硅膠管10與波形調(diào)節(jié)裝置6的出氣口 6A相連又通過導(dǎo) 線11與裝有處理和轉(zhuǎn)換信號軟件的計算機12相連的第一通氣用兩通電磁閥18、 既通過導(dǎo)流硅膠管10與微型空氣壓縮機17和波形調(diào)節(jié)裝置6的進氣口 6B相連又 通過導(dǎo)線11與裝有處理和轉(zhuǎn)換信號軟件的計算機12相連的第二通氣用兩通電磁 閥19;所述的長方體儲液箱l，其長度Li為40 — 60厘米，寬度Wi為30 — 50厘米， 高度Hi為20—40厘米；所述的波形調(diào)節(jié)裝置6，其長度L2為6 — 16厘米，寬度 W2為5 — 15厘米，高度H2為7 — 17厘米。
所述的全真模擬人體動脈脈沖壓力波形產(chǎn)生裝置的產(chǎn)生方法，其特征在于該 產(chǎn)生方法是通過如下步驟實現(xiàn)的檢査全真模擬人體動脈脈沖壓力波形產(chǎn)生裝置中導(dǎo)線11的連接，接通電 源，打開裝有處理和轉(zhuǎn)換信號軟件的計算機12以及直流穩(wěn)壓電源15;在裝有處理和轉(zhuǎn)換信號軟件的計算機12中導(dǎo)入醫(yī)學(xué)上己知的人體不同部 位的八種動脈脈沖壓力波形中的一種作為目標(biāo)壓力波形，并設(shè)定當(dāng)通過本發(fā)明 的全真模擬人體動脈脈沖壓力波形產(chǎn)生裝置與方法產(chǎn)生的壓力波形與目標(biāo)壓 力波形的差值域a不大于0.05，即滿足模擬要求，在長方體儲液箱1中加入占 其容積W的蒸餾水1D，打開帶有調(diào)節(jié)閥的三通4，而后檢查整個測試系統(tǒng)， 保證該系統(tǒng)可循環(huán)流動，不發(fā)生泄漏現(xiàn)象，且導(dǎo)流硅膠管10內(nèi)部無氣泡，若 有任何不妥當(dāng)，應(yīng)及時調(diào)整，以免測試中途調(diào)整時增加測試誤差； [3]在裝有處理和轉(zhuǎn)換信號軟件的計算機12中根據(jù)目標(biāo)壓力波形確定其脈沖 周期T為0.5S—2S并輸入給可編程程序控制器16，可編程程序控制器16控制 第一微型水泵2、第二微型水泵3，以及第一通水用兩位三通電磁閥5和第二 通水用兩位三通電磁閥8運轉(zhuǎn)，產(chǎn)生周期為T的正弦脈沖壓力波形，裝有處理 和轉(zhuǎn)換信號軟件的計算機12可以通過壓力傳感器7實時監(jiān)測產(chǎn)生的脈沖壓力 數(shù)值，對獲得的各種數(shù)據(jù)與圖形都可以在顯示器13中看到，并且可以通過打 印機14打印出來；手動調(diào)節(jié)通水用單向止回閥9,改變上述產(chǎn)生的周期為T的正弦脈沖壓力 波形波谷處最低壓力值，使產(chǎn)生壓力波形壓力最低值與目標(biāo)壓力波形壓力最低 值相等，壓力調(diào)節(jié)范圍為20—780mmHg;按照圖5的壓力調(diào)節(jié)程序調(diào)節(jié)產(chǎn)生的脈沖壓力波形，由上述步驟[4]中產(chǎn)生 的周期為T的正弦脈沖壓力波形與目標(biāo)壓力波形相比較，在裝有處理和轉(zhuǎn)換信 號軟件的計算機12控制下，實時對比間隔時間為T/10的產(chǎn)生壓力波形和目標(biāo) 壓力波形上各不同時間點的壓力值，如果周期為T的產(chǎn)生壓力波形上間隔時間
7為T/10的各時間點的壓力值大于目標(biāo)壓力波形的同時間點的壓力值，則裝有 處理和轉(zhuǎn)換信號軟件的計算機12控制微型空氣壓縮機17和第二通氣用兩通電 磁閥19關(guān)閉，第一通氣用兩通電磁閥18開啟，對波形調(diào)節(jié)裝置6放氣，放氣 時間為T/10,減小波形調(diào)節(jié)裝置6中的氣液比以減小此時間點處脈沖壓力值； 如果周期為T的產(chǎn)生壓力波形上間隔時間為T/10的各時間點的壓力值小于目 標(biāo)壓力波形上同時間點的壓力值，則裝有處理和轉(zhuǎn)換信號軟件的計算機12控 制第一通氣用兩通電磁閥18關(guān)閉，微型空氣壓縮機17和第二通氣用兩通電磁 閥19開啟，對波形調(diào)節(jié)裝置6充氣，充氣時間為T/10，增大波形調(diào)節(jié)裝置6 中的氣液比以增大此時間點處脈沖壓力值，依此類推，按照此順序，依次比較 余下的間隔時間為T/10的各時間點壓力，產(chǎn)生新的間隔時間為T/10的脈沖壓 力波形；計算上述步驟[5]產(chǎn)生壓力波形與目標(biāo)壓力波形的差值域a，若01<0.05， 即達到全真模擬醫(yī)學(xué)上已知的一種人體動脈脈沖壓力波形；若a》0.05,以間 隔時間為T/20、 T/30、 T/40、……重復(fù)步驟[5]中控制方法，產(chǎn)生新的間隔 時間為T々0、 T"0、 T/40、 T/50……的脈沖壓力波形，引伸出更多的步驟，直到 a <0.05，達到全真模擬醫(yī)學(xué)的一種人體動脈脈沖壓力波形為止。
與現(xiàn)有技術(shù)相比本發(fā)明的優(yōu)點是 本發(fā)明的全真模擬人體動脈脈沖壓力波形產(chǎn)生裝置和方法可以對醫(yī)學(xué)上已知
的人體內(nèi)部不同部位八種動脈脈沖壓力波形進行全真模擬，具有簡單、高效的特
點，可以廣泛應(yīng)用于組織工程、生物醫(yī)用仿生領(lǐng)域。


圖1為本發(fā)明全真模擬人體動脈脈沖壓力波形產(chǎn)生裝置結(jié)構(gòu)示意圖 圖1中，l一長方體儲液箱，2 —第一微型水泵，3—第二微型水泵，4一帶有 調(diào)節(jié)閥的三通，5 —第一通水用兩位三通電磁閥，6—波形調(diào)節(jié)裝置，7 —壓力傳感 器，8—第二通水用兩位三通電磁閥，9一通水用單向止回閥，IO—導(dǎo)流硅膠管， 11 —導(dǎo)線，12 —裝有處理和轉(zhuǎn)換信號軟件的計算機，13 —顯示器，14一打印機， 15 —直流穩(wěn)壓電源，16 —可編程程序控制器，17—微型空氣壓縮機，18 —第一通 氣用兩通電磁閥，19一第二通氣用兩通電磁閥圖2為本發(fā)明的長方體儲液箱結(jié)構(gòu)示意圖
圖2中，1 —長方體儲液箱，1A —第一出水口， 1B —第二出水口，1C—進水口， 1D —蒸餾水
圖3為本發(fā)明波形調(diào)節(jié)裝置結(jié)構(gòu)示意圖
圖3中，6—波形調(diào)節(jié)裝置，6A—出氣口， 6B—進氣口， 6C—蒸餾水進出口， 1D—蒸餾水
圖4為醫(yī)學(xué)中人體不同部位八種動脈脈沖壓力波形圖 圖5為本發(fā)明全真模擬人體動脈脈沖壓力波形產(chǎn)生壓力調(diào)節(jié)程序圖 圖6為全真模擬人體右鎖骨下動脈脈沖壓力波形產(chǎn)生過程圖
具體實施例方式
如圖l、圖3所示，本發(fā)明的全真模擬人體動脈脈沖壓力波形產(chǎn)生裝置包括長 方體儲液箱1、第一微型水泵2，第二微型水泵3、帶有調(diào)節(jié)閥的三通4、第一通 水用兩位三通電磁閥5、波形調(diào)節(jié)裝置6、壓力傳感器7、第二通水用兩位三通電 磁闊8、通水用單向止回閥9、導(dǎo)流硅膠管10、導(dǎo)線11、裝有處理和轉(zhuǎn)換信號軟 件的計算機12、顯示器13、打印機14、直流穩(wěn)壓電源15、可編程程序控制器16、 微型空氣壓縮機17、第一通氣用兩通電磁閥18、第二通氣用兩通電磁閥19。
長方體儲液箱1的長度k為40 — 60厘米，寬度Wi為30 —50厘米，高度A 為20—40厘米，內(nèi)部加有蒸餾水1D，第一出水口 1A通過導(dǎo)流硅膠管10與第一 微型水泵2相連，第二出水口 1B通過導(dǎo)流硅膠管10與第二微型水泵3相連，進 水口 1C通過導(dǎo)流硅膠管IO與第一通水用兩位三通電磁閥5、第二通水用兩位三通 電磁閥8、通水用單向止回閥9的出口相連；第一微型水泵2、第二微型水泵3既 通過導(dǎo)流硅膠管10與長方體儲液箱1和帶有調(diào)節(jié)閥的三通4相連又通過導(dǎo)線11 與可編程程序控制器16相連；帶有調(diào)節(jié)阓的三通4通過導(dǎo)流硅膠管10既與第一 微型水泵2和第二微型水泵3相連又與第一通水用兩位三通電磁閥5相連；第一 通水用兩位三通電磁閥5通過導(dǎo)流硅膠管10既與長方體儲液箱1、帶有調(diào)節(jié)閥的 三通4、波形調(diào)節(jié)裝置6的蒸餾水進出口 6C、第二通水用兩位三通電磁閥8、通 水用單向止回闊9相連又通過導(dǎo)線11與可編程程序控制器16相連；波形調(diào)節(jié)裝 置6的長度U為6 — 16厘米，寬度W2為5 — 15厘米，高度H2為7 — 17厘米，內(nèi)部加有蒸餾水1D，它設(shè)置有出氣口 6A、進氣口 6B和蒸餾水進出口 6C，出氣口 6A 通過導(dǎo)流硅膠管IO與第一通氣用兩通電磁閥18相連，進氣口 6B通過導(dǎo)流硅膠管 10與第二通氣用兩通電磁閥19相連，蒸餾水進出口 6C通過導(dǎo)流硅膠管10與第一 通水用兩位三通電磁閥5、壓力傳感器7、第二通水用兩位三通電磁閥8相連；壓 力傳感器7既通過導(dǎo)流硅膠管10連接在波形調(diào)節(jié)裝置6與第二通水用兩位三通電 磁閥8之間又通過導(dǎo)線11與裝有處理和轉(zhuǎn)換信號軟件的計算機12相連，壓力傳 感器7用來實時測試管道內(nèi)部的脈沖壓力并將測得的結(jié)果實時傳輸給裝有處理和 轉(zhuǎn)換信號軟件的計算機12;第二通水用兩位三通電磁閥8既通過導(dǎo)流硅膠管10分 別與長方體儲液箱l、第一通水用兩位三通電磁閥5、波形調(diào)節(jié)裝置6、壓力傳感 器7、通水用單向止回閥9相連又通過導(dǎo)線11與可編程程序控制器16相連；通水 用單向止回閥9通過導(dǎo)流硅膠管10與長方體儲液箱1和第一通水用兩位三通電磁 閥5及第二通水用兩位三通電磁閥8相連；導(dǎo)流硅膠管10連接各個部件并在各個 部件之間形成閉合回路；導(dǎo)線11連接整個全真模擬人體動脈脈沖壓力波形產(chǎn)生裝 置中的電路；裝有處理和轉(zhuǎn)換信號軟件的計算機12通過導(dǎo)線11與壓力傳感器7、 顯示器13、打印機14、可編程程序控制器16、微型空氣壓縮機17、第一通氣用 兩通電磁閥18、第二通氣用兩通電磁閥19相連；顯示器13通過導(dǎo)線11與裝有處 理和轉(zhuǎn)換信號軟件的計算機12相連；打印機14通過導(dǎo)線11與裝有處理和轉(zhuǎn)換信 號軟件的計算機12相連；直流穩(wěn)壓電源15通過導(dǎo)線11與可編程程序控制器16 相連；可編程程序控制器16通過導(dǎo)線11與第一微型水泵2、第二微型水泵3、第 一通水用兩位三通電磁閥5、第二通水用兩位三通電磁閥8、裝有處理和轉(zhuǎn)換信號 軟件的計算機12相連；微型空氣壓縮機17既通過導(dǎo)流硅膠管10與第二通氣用兩 通電磁閥19相連又通過導(dǎo)線11與裝有處理和轉(zhuǎn)換信號軟件的計算機12相連；第 一通氣用兩通電磁閥18既通過導(dǎo)流硅膠管10與波形調(diào)節(jié)裝置6的出氣口 6A相連 又通過導(dǎo)線11與裝有處理和轉(zhuǎn)換信號軟件的計算機12相連；第二通氣用兩通電 磁閥19既通過導(dǎo)流硅膠管10與微型空氣壓縮機17和波形調(diào)節(jié)裝置6的進氣口 6B 相連又通過導(dǎo)線11與裝有處理和轉(zhuǎn)換信號軟件的計算機12相連。
所述的全真模擬人體動脈脈沖壓力波形產(chǎn)生裝置的產(chǎn)生方法，其特征在于該 產(chǎn)生方法是通過如下步驟實現(xiàn)的[1]檢查全真模擬人體動脈脈沖壓力波形產(chǎn)生裝置中導(dǎo)線11的連接，接通電 源，打開裝有處理和轉(zhuǎn)換信號軟件的計算機12以及直流穩(wěn)壓電源15; [2]在裝有處理和轉(zhuǎn)換信號軟件的計算機12中導(dǎo)入醫(yī)學(xué)上已知的人體不同部 位的八種動脈脈沖壓力波形中的一種作為目標(biāo)壓力波形，并設(shè)定當(dāng)通過本發(fā)明 的全真模擬人體動脈脈沖壓力波形產(chǎn)生裝置與方法產(chǎn)生的壓力波形與目標(biāo)壓 力波形的差值域a不大于0.05，即滿足模擬要求，因為當(dāng)差值域小于0.05時， 同一周期內(nèi)任一時間點處實際產(chǎn)生曲線壓力數(shù)值與導(dǎo)入裝有處理和轉(zhuǎn)換信號 軟件的計算機12中的人體動脈脈沖壓力波形壓力數(shù)值的差值超出了壓力傳感 器的最小測量精度，無法準(zhǔn)確測量該時間點處實際產(chǎn)生曲線壓力數(shù)值，為此本 發(fā)明確定差值域不大于0.05;在長方體儲液箱1中加入占其容積^的蒸餾水 1D，打開帶有調(diào)節(jié)閥的三通4，而后檢査整個測試系統(tǒng)，保證該系統(tǒng)可循環(huán)流 動，不發(fā)生泄漏現(xiàn)象，且導(dǎo)流硅膠管10內(nèi)部無氣泡，若有任何不妥當(dāng)，應(yīng)及 時調(diào)整，以免測試中途調(diào)整時增加測試誤差；在裝有處理和轉(zhuǎn)換信號軟件的計算機12中根據(jù)目標(biāo)壓力波形確定其脈沖 周期T為0.5S—2S并輸入給可編程程序控制器16，可編程程序控制器16控制 第一微型水泵2、第二微型水泵3，以及第一通水用兩位三通電磁閥5和第二 通水用兩位三通電磁閥8運轉(zhuǎn)，產(chǎn)生周期為T的正弦脈沖壓力波形，裝有處理 和轉(zhuǎn)換信號軟件的計算機12可以通過壓力傳感器7實時監(jiān)測產(chǎn)生的脈沖壓力 數(shù)值，對獲得的各種數(shù)據(jù)與圖形都可以在顯示器13中看到，并且可以通過打 印機14打印出來；手動調(diào)節(jié)通水用單向止回閥9，改變上述產(chǎn)生的周期為T的正弦脈沖壓力 波形波谷處最低壓力值，使產(chǎn)生壓力波形壓力最低值與目標(biāo)壓力波形壓力最低 值相等，壓力調(diào)節(jié)范圍為20—780mmHg;按照圖5的壓力調(diào)節(jié)程序調(diào)節(jié)產(chǎn)生的脈沖壓力波形，由上述步驟[4]中產(chǎn)生 的周期為T的正弦脈沖壓力波形與目標(biāo)壓力波形相比較，在裝有處理和轉(zhuǎn)換信 號軟件的計算機12控制下，實時對比間隔時間為T/10的產(chǎn)生壓力波形和目標(biāo) 壓力波形上各不同時間點的壓力值，如果周期為T的產(chǎn)生壓力波形上間隔時間 為T/10的各時間點的壓力值大于目標(biāo)壓力波形的同時間點的壓力值，則裝有
11處理和轉(zhuǎn)換信號軟件的計算機12控制微型空氣壓縮機17和第二通氣用兩通電 磁閥19關(guān)閉，第一通氣用兩通電磁閥18開啟，對波形調(diào)節(jié)裝置6放氣，放氣 時間為T/10，減小波形調(diào)節(jié)裝置6中的氣液比以減小此時間點處脈沖壓力值； 如果周期為T的產(chǎn)生壓力波形上間隔時間為T/10的各時間點的壓力值小于目 標(biāo)壓力波形上同時間點的壓力值，則裝有處理和轉(zhuǎn)換信號軟件的計算機12控 制第一通氣用兩通電磁閥18關(guān)閉，微型空氣壓縮機17和第二通氣用兩通電磁 閥19開啟，對波形調(diào)節(jié)裝置6充氣，充氣時間為T/10，增大波形調(diào)節(jié)裝置6 中的氣液比以增大此時間點處脈沖壓力值，依此類推，按照此順序，依次比較 余下的間隔時間為T/10的各時間點壓力，產(chǎn)生新的間隔時間為T/10的脈沖壓 力波形；計算上述步驟[5]產(chǎn)生壓力波形與目標(biāo)壓力波形的差值域a，若oK0.05， 即達到全真模擬醫(yī)學(xué)上已知的一種人體動脈脈沖壓力波形；若a》0.05，以間 隔時間為T/20、 T/30、 T/40、 T/50……重復(fù)步驟[5]中控制方法，產(chǎn)生新的間隔 時間為T々0、 T/GO、 T/40、 T/50……的脈沖壓力波形，引伸出更多的步驟，直到 a <0.05，達到全真模擬醫(yī)學(xué)的一種人體動脈脈沖壓力波形為止。 下面結(jié)合實施例利用本發(fā)明的全真模擬人體動脈脈沖壓力波形產(chǎn)生裝置對一
種全真模擬人體不同部位動脈脈沖壓力波形產(chǎn)生方法作進一步的說明，但實施例
僅用于說明并不限制本發(fā)明的范圍
實施例
全真模擬人體右鎖骨下動脈脈沖壓力波形 具體實現(xiàn)步驟如下檢査全真模擬人體動脈脈沖壓力波形產(chǎn)生裝置中導(dǎo)線11的連接，接通電
源，打開裝有處理和轉(zhuǎn)換信號軟件的計算機12以及直流穩(wěn)壓電源15;在裝有處理和轉(zhuǎn)換信號軟件的計算機12中導(dǎo)入醫(yī)學(xué)上已知的人體右鎖骨
下動脈脈沖壓力波形作為目標(biāo)壓力波形如圖6 (A)所示，并設(shè)定當(dāng)通過本發(fā)
明的全真模擬人體動脈脈沖壓力波形產(chǎn)生裝置與方法產(chǎn)生壓力波形與目標(biāo)壓
力波形的差值域a不大于0.05，即滿足模擬要求，在長度k為50厘米，寬度
W!為40厘米，高度h為30厘米的長方體儲液箱1中加入占其容積W的蒸餾水1D，打開帶有調(diào)節(jié)閥的三通4，而后檢査整個測試系統(tǒng)，保證該系統(tǒng)可循 環(huán)流動，不發(fā)生泄漏現(xiàn)象，且導(dǎo)流硅膠管10內(nèi)部無氣泡，若有任何不妥當(dāng)， 應(yīng)及時調(diào)整，以免測試中途調(diào)整時增加測試誤差；在裝有處理和轉(zhuǎn)換信號軟件的計算機12中根據(jù)目標(biāo)壓力波形確定其脈沖 周期T為1S并輸入給可編程程序控制器16，可編程程序控制器16控制第一 微型水泵2、第二微型水泵3，以及第一通水用兩位三通電磁閥5和第二通水 用兩位三通電磁閥8運轉(zhuǎn)，產(chǎn)生周期為T的正弦脈沖壓力波形如圖6 (B)所 示，裝有處理和轉(zhuǎn)換信號軟件的計算機12可以通過壓力傳感器7實時監(jiān)測產(chǎn) 生的脈沖壓力數(shù)值，對獲得的各種數(shù)據(jù)與圖形都可以在顯示器13中看到，并 且可以通過打印機14打印出來；手動調(diào)節(jié)通水用單向止回閥9，改變上述產(chǎn)生的周期為T的正弦脈沖壓力 波形波谷處壓力值即最低壓力值，使產(chǎn)生波形壓力最低值與目標(biāo)壓力波形壓力 最低值相等為80mmHg如圖6 (C)所示；按照圖5的壓力調(diào)節(jié)程序調(diào)節(jié)產(chǎn)生的脈沖壓力波形，由上述步驟[4]中產(chǎn)生 的周期為T的正弦脈沖壓力波形與目標(biāo)壓力波形相比較如圖6 (D)所示，在 裝有處理和轉(zhuǎn)換信號軟件的計算機12控制下，實時對比間隔時間為T/10的產(chǎn) 生壓力波形和目標(biāo)壓力波形上各不同時間點的壓力值，如果周期為T的產(chǎn)生壓 力波形上間隔時間為T/10的各時間點的壓力值大于目標(biāo)壓力波形的同時間點 的壓力值，則裝有處理和轉(zhuǎn)換信號軟件的計算機12控制微型空氣壓縮機17和 第二通氣用兩通電磁閥19關(guān)閉，第一通氣用兩通電磁閥18開啟，對波形調(diào)節(jié) 裝置6放氣，放氣時間為T/10，減小長度L2為10厘米，寬度W2為12厘米， 高度H2為8厘米的波形調(diào)節(jié)裝置6中的氣液比以減小此時間點處脈沖壓力值； 如果周期為T的產(chǎn)生壓力波形上間隔時間為T/10的各時間點的壓力值小于目 標(biāo)壓力波形上同時間點的壓力值，則裝有處理和轉(zhuǎn)換信號軟件的計算機12控 制第一通氣用兩通電磁閥18關(guān)閉，微型空氣壓縮機17和第二通氣用兩通電磁 閥19開啟，對波形調(diào)節(jié)裝置6充氣，充氣時間為T/10，增大波形調(diào)節(jié)裝置6 中的氣液比以增大此時間點處脈沖壓力值。依此類推，按照此順序，依次比較 余下的間隔時間為T/10的時間點壓力，得到新的間隔時間為T/10的脈沖壓力波形如圖6 (E)所示；計算上述步驟[5]產(chǎn)生壓力波形與目標(biāo)壓力波形的差值域a =1.55〉0.05,以 間隔時間為T/20重復(fù)步驟[5]中控制方法產(chǎn)生新的間隔時間為T/20的脈沖壓力 波形，如圖6 (F)所示；計算上述步驟[e產(chǎn)生壓力波形與目標(biāo)壓力波形的差值域a =0.12〉0.05,以 間隔時間為T/G0重復(fù)步驟[5]中控制方法產(chǎn)生新的間隔時間為TAO脈沖壓力波 形如圖6 (G)所示；計算上述步驟[7]產(chǎn)生壓力波形與目標(biāo)壓力波形的差值域a =0.06〉0.05,以 間隔時間為T/40重復(fù)步驟[5]中控制方法產(chǎn)生新的間隔時間為T/40脈沖壓力波 形如圖6 (H)所示；計算上述步驟[8]產(chǎn)生壓力波形與目標(biāo)壓力波形的差值域d =0.03<0.05,即
達到全真模擬醫(yī)學(xué)上的人體右鎖骨下動脈脈沖壓力波形如圖6 (I)所示。 利用本發(fā)明的全真模擬人體動脈脈沖壓力產(chǎn)生裝置及其產(chǎn)生方法可以對醫(yī)學(xué) 上已知的人體內(nèi)部不同部位八種動脈脈沖壓力波形進行全真模擬，為人造血管順 應(yīng)性仿真測試裝置提供了實驗條件，并可廣泛應(yīng)用于組織工程、生物醫(yī)用仿生領(lǐng) 域。
權(quán)利要求
1、一種全真模擬人體動脈脈沖壓力波形產(chǎn)生裝置，它包括導(dǎo)流硅膠管(10)、導(dǎo)線(11)、裝有處理和轉(zhuǎn)換信號軟件的計算機(12)、顯示器(13)、打印機(14)，其特征在于它還包括通過導(dǎo)流硅膠管(10)與第一微型水泵(2)相連的第一出水口(1A)，通過導(dǎo)流硅膠管(10)與第二微型水泵(3)相連的第二出水口(1B)，通過導(dǎo)流硅膠管(10)與第一通水用兩位三通電磁閥(5)和第二通水用兩位三通電磁閥(8)及通水用單向止回閥(9)相連的進水口(1C)構(gòu)成的長方體儲液箱(1)、既通過導(dǎo)流硅膠管(10)與長方體儲液箱(1)和帶有調(diào)節(jié)閥的三通(4)相連又通過導(dǎo)線(11)與可編程程序控制器(16)相連的第一微型水泵(2)、既通過導(dǎo)流硅膠管(10)與長方體儲液箱(1)和帶有調(diào)節(jié)閥的三通(4)相連又通過導(dǎo)線(11)與可編程程序控制器(16)相連的第二微型水泵(3)、通過導(dǎo)流硅膠管(10)分別與第一微型水泵(2)和第二微型水泵(3)及第一通水用兩位三通電磁閥(5)相連的帶有調(diào)節(jié)閥的三通(4)、既通過導(dǎo)流硅膠管(10)分別與長方體儲液箱(1)，帶有調(diào)節(jié)閥的三通(4)，波形調(diào)節(jié)裝置(6)的蒸餾水進出口(6C)，第二通水用兩位三通電磁閥(8)，通水用單向止回閥(9)相連又通過導(dǎo)線(11)與可編程程序控制器(16)相連的第一通水用兩位三通電磁閥(5)、包括通過導(dǎo)流硅膠管(10)與第一通氣用兩通電磁閥(18)相連的出氣口(6A)，通過導(dǎo)流硅膠管(10)與第二通氣用兩通電磁閥(19)相連的進氣口(6B)，通過導(dǎo)流硅膠管(10)分別與第一通水用兩位三通電磁閥(5)和壓力傳感器(7)及第二通水用兩位三通電磁閥(8)相連的蒸餾水進出口(6C)構(gòu)成的波形調(diào)節(jié)裝置(6)、既通過導(dǎo)流硅膠管(10)分別與波形調(diào)節(jié)裝置(6)，第二通水用兩位三通電磁閥(8)相連又通過導(dǎo)線(11)與裝有處理和轉(zhuǎn)換信號軟件的計算機(12)相連的壓力傳感器(7)、既通過導(dǎo)流硅膠管(10)分別與長方體儲液箱(1)，第一通水用兩位三通電磁閥(5)，波形調(diào)節(jié)裝置(6)，壓力傳感器(7)，通水用單向止回閥(9)相連又通過導(dǎo)線(11)與可編程程序控制器(16)相連的第二通水用兩位三通電磁閥(8)、通過導(dǎo)流硅膠管(10)分別與長方體儲液箱(1)，第一通水用兩位三通電磁閥(5)，第二通水用兩位三通電磁閥(8)相連的通水用單向止回閥(9)、既與外電源相連又通過導(dǎo)線(11)與可編程程序控制器(16)相連的直流穩(wěn)壓電源(15)、通過導(dǎo)線(11)分別與第一微型水泵(2)，第二微型水泵(3)，第一通水用兩位三通電磁閥(5)，第二通水用兩位三通電磁閥(8)，裝有處理和轉(zhuǎn)換信號軟件的計算機(12)，直流穩(wěn)壓電源(15)相連的可編程程序控制器(16)、既通過導(dǎo)流硅膠管(10)與第二通氣用兩通電磁閥(19)相連又通過導(dǎo)線(11)與裝有處理和轉(zhuǎn)換信號軟件的計算機(12)相連的微型空氣壓縮機(17)、既通過導(dǎo)流硅膠管(10)與波形調(diào)節(jié)裝置(6)的出氣口(6A)相連又通過導(dǎo)線(11)與裝有處理和轉(zhuǎn)換信號軟件的計算機(12)相連的第一通氣用兩通電磁閥(18)、既通過導(dǎo)流硅膠管(10)與微型空氣壓縮機(17)和波形調(diào)節(jié)裝置(6)的進氣口(6B)相連又通過導(dǎo)線(11)與裝有處理和轉(zhuǎn)換信號軟件的計算機(12)相連的第二通氣用兩通電磁閥(19)。
2、如權(quán)利要求1所述的全真模擬人體動脈脈沖壓力波形產(chǎn)生裝置，其特征 在于所述的長方體儲液箱1，其長度(Li)為40 — 60厘米，寬度(WO為30 — 50厘米，高度(H。為20—40厘米；所述的波形調(diào)節(jié)裝置6，其長度(L2)為6 一16厘米，寬度(W2)為5 — 15厘米，高度(H2)為7 — 17厘米。
3、如權(quán)利要求1所述的全真模擬人體動脈脈沖壓力波形產(chǎn)生裝置的產(chǎn)生方 法，其特征在于該產(chǎn)生方法是通過如下步驟實現(xiàn)的[1]檢查全真模擬人體動脈脈沖壓力波形產(chǎn)生裝置中導(dǎo)線(11)的連接，接 通電源，打開裝有處理和轉(zhuǎn)換信號軟件的計算機(12)以及直流穩(wěn)壓電源 (15);[2]在裝有處理和轉(zhuǎn)換信號軟件的計算機(12)中導(dǎo)入醫(yī)學(xué)上已知的人體不 同部位的八種動脈脈沖壓力波形中的一種作為目標(biāo)壓力波形，并設(shè)定當(dāng)通過 本發(fā)明的全真模擬人體動脈脈沖壓力波形產(chǎn)生裝置與方法產(chǎn)生的壓力波形 與目標(biāo)壓力波形的差值域a不大于0.05，即滿足模擬要求，在長方體儲液箱 (1)中加入占其容積^的蒸餾水(1D)，打開帶有調(diào)節(jié)閥的三通(4)，而 后檢査整個測試系統(tǒng)，保證該系統(tǒng)可循環(huán)流動，不發(fā)生泄漏現(xiàn)象，且導(dǎo)流硅 膠管(10)內(nèi)部無氣泡，若有任何不妥當(dāng)，應(yīng)及時調(diào)整，以免測試中途調(diào)整 時增加測試誤差；[3]在裝有處理和轉(zhuǎn)換信號軟件的計算機(12)中根據(jù)目標(biāo)壓力波形確定其 脈沖周期T為0.5S—2S并輸入給可編程程序控制器(16)，可編程程序控制器(16)控制第一微型水泵(2)、第二微型水泵(3)，以及第一通水用兩位 三通電磁閥(5)和第二通水用兩位三通電磁閥(8)運轉(zhuǎn)，產(chǎn)生周期為T的 正弦脈沖壓力波形，裝有處理和轉(zhuǎn)換信號軟件的計算機(12)可以通過壓力 傳感器(7)實時監(jiān)測產(chǎn)生的脈沖壓力數(shù)值，對獲得的各種數(shù)據(jù)與圖形都可 以在顯示器(13)中看到，并且可以通過打印機(14)打印出來； [4]手動調(diào)節(jié)通水用單向止回閥(9)，改變上述產(chǎn)生的周期為T的正弦脈沖 壓力波形波谷處最低壓力值，使產(chǎn)生壓力波形壓力最低值與目標(biāo)壓力波形壓 力最低值相等，壓力調(diào)節(jié)范圍為20 — 780mmHg;[5]按照圖5的壓力調(diào)節(jié)程序調(diào)節(jié)產(chǎn)生的脈沖壓力波形，由上述步驟[4]中產(chǎn) 生的周期為T的正弦脈沖壓力波形與目標(biāo)壓力波形相比較，在裝有處理和轉(zhuǎn) 換信號軟件的計算機(12)控制下，實時對比間隔時間為T/10的產(chǎn)生壓力波 形和目標(biāo)壓力波形上各不同時間點的壓力值，如果周期為T的產(chǎn)生壓力波形 上間隔時間為T/10的各時間點的壓力值大于目標(biāo)壓力波形的同時間點的壓 力值，則裝有處理和轉(zhuǎn)換信號軟件的計算機(12)控制微型空氣壓縮機(17) 和第二通氣用兩通電磁閥(19)關(guān)閉，第一通氣用兩通電磁閥(18)開啟， 對波形調(diào)節(jié)裝置(6)放氣，放氣時間為T/10，減小波形調(diào)節(jié)裝置(6)中的 氣液比以減小此時間點處脈沖壓力值；如果周期為T的產(chǎn)生壓力波形上間隔 時間為T/10的各時間點的壓力值小于目標(biāo)壓力波形上同時間點的壓力值，則 裝有處理和轉(zhuǎn)換信號軟件的計算機(12)控制第一通氣用兩通電磁閥(18) 關(guān)閉，微型空氣壓縮機(17)和第二通氣用兩通電磁閥(19)開啟，對波形 調(diào)節(jié)裝置(6)充氣，充氣時間為T/10，增大波形調(diào)節(jié)裝置(6)中的氣液比 以增大此時間點處脈沖壓力值，依此類推，按照此順序，依次比較余下的間 隔時間為T/10的各時間點壓力，產(chǎn)生新的間隔時間為T/10的脈沖壓力波形； 問計算上述步驟[5]產(chǎn)生壓力波形與目標(biāo)壓力波形的差值域ci，若cKO.OS， 即達到全真模擬醫(yī)學(xué)上已知的一種人體動脈脈沖壓力波形；若a》0.05，以 間隔時間為T/20、 T戶O、 T/40、 T/50……重復(fù)步驟[5中控制方法，產(chǎn)生新的間 隔時間為T/20、 TyQO、 T/40、 T/50……的脈沖壓力波形，引伸出更多的步驟， 直到a <0.05，達到全真模擬醫(yī)學(xué)的一種人體動脈脈沖壓力波形為止。
全文摘要
本發(fā)明屬于醫(yī)用領(lǐng)域，它提供了一種全真模擬人體動脈脈沖壓力波形產(chǎn)生裝置及其產(chǎn)生方法，該裝置包括長方體儲液箱、第一微型水泵，第二微型水泵、帶有調(diào)節(jié)閥的三通、第一通水用兩位三通電磁閥、波形調(diào)節(jié)裝置、壓力傳感器、第二通水用兩位三通電磁閥、通水用單向止回閥、導(dǎo)流硅膠管、導(dǎo)線、裝有處理和轉(zhuǎn)換信號軟件的計算機、顯示器、打印機、直流穩(wěn)壓電源、可編程程序控制器、微型空氣壓縮機、第一通氣用兩通電磁閥、第二通氣用兩通電磁閥；通過該裝置及其產(chǎn)生方法可以對人體內(nèi)部不同部位八種動脈脈沖壓力波形進行全真模擬，具有簡單、高效的特點，可以廣泛應(yīng)用于組織工程、生物醫(yī)用仿生領(lǐng)域。
文檔編號G09B23/00GK101527094SQ20081004202
公開日2009年9月9日 申請日期2008年8月25日 優(yōu)先權(quán)日2008年8月25日
發(fā)明者華 姜, 杜令洋, 璐 王 申請人:東華大學(xué)