心脏模拟设备的制作方法

本发明属于医疗设备领域，具体地，本发明涉及一种心脏模拟设备。

背景技术：

心脏疾病一直是难以治愈、死亡率较高的疾病。近年来，患心脏疾病的患者数量增加，心脏疾病已经成为影响人类健康的重要疾病之一。在心脏疾病中，心力衰竭是对患者的生命威胁最大的病症。各类心脏疾病最终都有可能造成心力衰竭。

虽然心力衰竭在一定程度上能够得到控制，但是无法根治。如果希望获得永久性的治疗，只能通过心脏移植或采用心脏辅助设备。心脏移植需要找到合适的心脏，难度较大。近年来，通过机械辅助循环设备逐渐成为治疗心力衰竭的可选方案，有望逐渐发展为治疗心力衰竭的永久治疗手段。

现有的心室辅助血泵按照血液供给方式主要为平流式血泵。常见的平流式血泵包括离心式和轴流式心室辅助血泵。这些平流式血泵均采用叶片旋转作为动力模式为血液提供流动的动力。但是，由于叶片高速旋转产生的剪切应力对红细胞等血细胞具有很强的破坏力，很容易形成血栓，引发中风，多器官衰竭等严重后果。

另一方面，心力衰竭的患者常伴随有潮式呼吸的病症。即使在患者采用了机械辅助循环设备后，仍有可能出现潮式呼吸病症。

可见，现有的心脏辅助设备还存在较多缺陷，有必要对心脏辅助设备进行改进。

技术实现要素：

本发明的一个目的是提供一种心脏模拟设备的新技术方案。

根据本发明的第一方面，提供了一种心脏模拟设备，包括：

腔室，所述腔室被配置为容积可变，所述腔室具有入口和出口，所述入口被配置为能使液体从外部流入所述腔室中，所述出口被配置为能使液体从所述腔室中流出至外部；

搏动部件，所述搏动部件被配置为能扩大或缩小所述腔室的容积，当搏动部件扩大腔室的容积时，所述腔室从所述入口吸入液体，当搏动部件缩小腔室的容积时，所述腔室从所述出口泵出液体；

所述搏动部件被配置为：对所述腔室的容积的缩小量，占搏动部件使腔室扩大到的最大容积的10％-90％。

可选地，所述心脏模拟设备包括密封构件，所述腔室位于所述密封构件内部，所述入口和出口设置在所述密封构件上，所述入口和出口分别将所述腔室与外部空间连通。

可选地，所述密封构件包括缸体，所述缸体的一端为封闭端，所述搏动部件伸入缸体内并与缸体的内壁滑动密封，所述腔室位于从所述搏动部件到密封端之间的区域，所述搏动部件被配置为能在缸体中滑动。

可选地，所述搏动部件与密封端之间设置有软胶膜，所述软胶膜的边缘密封连接在所述密封构件上，所述软胶膜与密封端之间包封的区域作为所述腔室。

可选地，所述密封构件包括盖板，所述盖板封在所述缸体的一端，形成所述封闭端。

可选地，所述入口和出口设置在所述盖板上；

或者，所述入口和出口设置在所述缸体上。

可选地，所述密封构件包括盖板，所述盖板封在所述缸体的一端，形成所述封闭端，

所述软胶膜的边缘连接在所述缸体的内壁上；

或者，所述软胶膜的边缘连接在所述盖板上。

可选地，所述入口处设置有准入活瓣机构，所述准入活瓣机构被配置为仅允许液体从外部进入所述腔室，所述出口处设置有准出活瓣机构，所述准出活瓣机构被配置为仅允许液体从腔室流出至外部。

可选地，所述缩小量占搏动部件使腔室扩大到的最大容积的40％-50％；

或者，所述缩小量占搏动部件使腔室扩大到的最大容积的55％-70％。

可选地，所述搏动部件为活塞，所述心脏模拟设备还包括转动机和连杆组件，所述连杆组件与所述活塞构成曲柄连杆机构，所述转动机与所述连杆组件连接，当所述转动机旋转时，所述活塞被配置为能在所述缸体内做往复运动。

可选地，所述连杆组件上分布有连接孔，所述连接孔供连杆组件的连杆枢转连接。

本发明的发明人发现，在现有技术中，本领域技术人员虽然认识到了心脏分钟输出量这一概念，但是并没有发现心脏的心脏舒张末容积、收缩末容积、每搏量、射血分数、心率功能指标对于血液循环和呼吸有着重要的相互关联作用。如果心脏辅助设备不能至少提供与心脏相似的射血分数，也有可能造成人体内的神经混乱，进而造成潮式呼吸等病症。而本发明的发明人发现了其中的关联性，并提供了一种心脏模拟设备。该心脏模拟设备除了实现传统设备调节单位时间运输血液量(心排血量)外，还可以至少实现对射血分数的高仿真条件下的调节和控制。以高度高仿生的形式，模拟正常或异常的心脏的射血分数等指标。因此，本发明所要实现的技术任务或者所要解决的技术问题是本领域技术人员从未想到的或者没有预期到的，故本发明是一种新的技术方案。

通过以下参照附图对本发明的示例性实施例的详细描述，本发明的其它特征及其优点将会变得清楚。

附图说明

被结合在说明书中并构成说明书的一部分的附图示出了本发明的实施例，并且连同其说明一起用于解释本发明的原理。

图1是本发明的一种实施方式提供的心脏模拟设备的结构示意图；

图2是本发明另一种实施方式提供的心脏模拟设备的结构示意图；

图3是本发明另一种实施方式提供的心脏模拟设备的结构示意图。

具体实施方式

现在将参照附图来详细描述本发明的各种示例性实施例。应注意到：除非另外具体说明，否则在这些实施例中阐述的部件和步骤的相对布置、数字表达式和数值不限制本发明的范围。

以下对至少一个示例性实施例的描述实际上仅仅是说明性的，决不作为对本发明及其应用或使用的任何限制。

对于相关领域普通技术人员已知的技术、方法和设备可能不作详细讨论，但在适当情况下，所述技术、方法和设备应当被视为说明书的一部分。

在这里示出和讨论的所有例子中，任何具体值应被解释为仅仅是示例性的，而不是作为限制。因此，示例性实施例的其它例子可以具有不同的值。

应注意到：相似的标号和字母在下面的附图中表示类似项，因此，一旦某一项在一个附图中被定义，则在随后的附图中不需要对其进行进一步讨论。

本发明提供了一种心脏模拟设备，该心脏模拟设备是功能上高仿生的心脏功能模拟设备。其中包括了腔室和搏动部件。所述腔室的容积是可变化的，可以用于模拟心室的收缩和舒张动作。所述腔室具有入口和出口，所述入口用于使液体从外部流入到所述腔室中。所述出口用于使液体从腔室中流出到外部。

所述搏动部件用于扩大或缩小所述腔室的容积。例如，所述搏动部件可以通过转动机构、摆动机构或收缩机构驱动，从而使所述腔室进行出往复的收缩和扩大动作。在实际的应用中，当所述搏动部件控制所述腔室的容积扩大时，所述腔室能够从入口处将血液吸入腔室内。而当拨动部件控制所述腔室的容积缩小时，所述腔室中的血液能够从所述出口处泵出到外部。这样，所述心脏模拟设备至少能够模拟心室的收缩和舒张动作，能够代替心脏的心室结构。

特别地，本发明可以通过对搏动部件的调整，改变搏动部件所能产生的缩小量。在搏动部件对腔室进行缩小操作时，腔室容积的缩小量占搏动部件使腔室能够扩大到的最大容积的10％-90％。例如，若搏动部件能够使腔室的容积扩大到145ml，则腔室容积的缩小量的可调节范围为14.5ml-130.5ml。根据所述心脏模拟设备对应的心室不同，以及所对应的不同情况的异常心脏，所述缩小量的占比可以在10％-90％的范围内调节。

例如，对于心脏模拟设备用于模拟正常的心室的情况，所述缩小量可以调节成占腔室能够扩大到的最大容量的40％-80％；对于心脏模拟设备用于模拟异常的心室或者只提供一部分心室的功能的情况，所述缩小量可以调节成占腔室能够扩大到的最大容量10％-40％，或者80％-90％。本发明不对此进行限制。

另外，本发明提供的心脏模拟设备也可以将缩小量调节到占腔室最大容量的0％-100％。0％、1％以及99％、100％这种极限的缩小量所述心脏模拟设备也可以实现，可以应用于模拟心脏的特殊情况，本发明并不对此进行限制。

本发明提供的心脏模拟设备可以用于模拟心室具有各种不同射血分数的情况。无论是在医学研究还是在临床使用方面，都能够提供良好的射血分数调控效果。

更重要的在于，所述心脏模拟设备可以将所述缩小量调节到与实际心脏的射血分数对应的数值，以模拟实际心脏的搏动动作和射血分数。本发明的发明人发现，心室的射血分数与人体触发呼吸动作存在关联性。通常情况下，人进行一次完整的呼吸动作，期间会有大约6次心跳动作。

本发明的发明人发现，在人体进行一次“吸气”动作时，在心脏泵血功能推动下，从肺部继之心脏到大动脉处血液中的氧逐渐上升。关键的，在左心室的射血分数正常的情况下，左心室经过约三次跳动后，从左心室泵出到人体的传感系统(主动脉弓、颈动脉体外周化学感受器)会检测到血液中氧的上升(肺吸气的结果)，从而结束这次“吸气”动作，开始“呼气”动作；在进行“呼气”动作时，由于没有氧气吸入，从左心室中泵出的血液中的氧含量会逐次降低。左心室泵出的血液携带氧下降(肺呼气)信号会到达大动脉。此时，人体在大动脉的传感系统会检测到左心室泵出的血液中氧下降(肺呼气结果)，从而结束这次“呼气”动作，开始“吸气”动作。由此吸-呼、呼-吸的动态切换，周而复始，从而实现人体连续稳定的呼吸。关键的，在左心室的射血分数正常的情况下，左心室经过约三次跳动后，泵出的血液的氧含量会达到高值。如此反复循环。

本发明的发明人发现，人体的呼吸和心跳存在上述关联运作关系，进而完成规律的呼吸和心跳动作。控制这种关联关系的主要特征是心室的射血分数。如果射血分数过高，会造成心室跳动更少的次数，血液中的含氧量就达到了高值或低值，可能会造成呼吸频率上升。而如果射血分数过低，会造成心室跳动更多的次数，血液中的含氧量才能达到高值或低值，会造成呼吸频率下降。在射血分数降低的情况较严重时，有可能无法使左心室泵出的血液中的含氧量减低到低值，从而无法触发下一次“吸气”动作。可见，心室的射血分数是整个心肺功能中十分重要的条件。

然而，现有的心脏机械辅助循环设备并不能体现出心脏的射血分数，只是持续的将血液向外输送。这种持续输出血液的方式忽视了心跳与呼吸之间的关联关系，所以有可能造成人体神经系统的紊乱，无法正常触发呼吸动作，从而造成呼吸紊乱、潮式呼吸等症状。

本发明的发明人意识到了这一问题，进而在本发明提供的心脏辅助设备中体现出了搏动特点。并且，在优选的实施方式中，心脏模拟设备将腔室的缩小量限制在40％-80％范围内，以达到更好的模拟正常的心室搏动效果。

在上述对心跳、呼吸循环的描述中，左心室的正常射血分数在55％-70％之间，右心室的正常射血分数在40％-50％之间。所以，在本发明的一种优选实施方式中，腔室容积的缩小量可以占搏动部件使腔室扩大到的最大容积的40％-50％，该实施方式对应心脏模拟设备模拟代替右心室功能状态的生理学正常情况。在本发明的另一种优选实施方式中，腔室容积的缩小量可以占搏动部件使腔室扩大到的最大容积的55％-70％，该实施方式对应心脏模拟设备模拟代替左心室功能状态的生理学正常情况。

在心力衰竭情况下病人的射血分数可能降低到20％-30％、甚至更低。本心脏模拟设备的缩小量在10％-90％的范围内可以调节，基本能够模拟代替出左心室功能的所有状态，包括上述生理学正常情况和心力衰竭时的严重病理生理学异常极限情况。由此可以研究左心室功能的所有状态对人体呼吸功能的影响程度。

本发明的心脏模拟设备除了实现调节单位时间运输血液量(心排血量)的功能外，还可以实现对心脏舒张末容积、收缩末容积、每搏量、射血分数、心率等生理学功能指标的高仿真条件下的调节和控制。

可选地，所述心脏模拟设备可以包括密封构件，所述密封构件具有内腔，内腔用于构成所述腔室。所述腔室可以占据整个内腔，也可以是占据内腔的部分区域，本发明不对此进行限制。所述密封构件的内腔可以是基本封闭的，其上只设置有必要的用于与外界连通孔道和用于装配其它部件的开口。所述入口和出口设置在所述密封构件上，所述入口和出口分别将所述腔室与外部空间连通。

可选地，本发明给出了一种实施方式，如图1所示，所述密封构件可以包括缸体31，所述缸体31中具有圆柱形或其它形状的内腔。所述缸体31的一端为封闭端，所述封闭端处是基本将内腔封闭的，仅设置有必要的功能性孔道或装配开口。所述搏动部件2伸入到所述缸体31的内腔中，并且搏动部件2的侧面与缸体31内壁滑动密封连接。所述搏动部件2可以在缸体31内滑动，且与缸体31内壁保持密封状态。所述腔室1位于从所述搏动部件2到密封端之间的区域内，可以是完全占据这部分区域，也可以是配置有其它部件，使腔室1只占据一部分上述区域。这样，当所述搏动部件2在缸体31中滑动时，所述腔室1的容积会发生改变，从而模拟心室的搏动动作。

进一步优选地，如图1所示，所述搏动部件2与密封端之间还可以设置有软胶膜32，所述软胶膜32的边缘密封连接在所述密封构件上。这样，在所述软胶膜32与密封端之间包封形成了一片基本密封的区域，该区域作为所述腔室1。所述搏动部件2可以直接与软胶膜32连接，这样，当搏动部件2移动时，能够带动软胶膜32产生形变，从而改变腔室1的容积。当然，由于所述搏动部件2与缸体31的内壁时密封配合的，所以搏动部件2也可以不与软胶膜32直接连接。由于气压的作用，当搏动部件2在缸体31中移动时，软胶膜32也会产生形变，腔室1的容积被改变。配置软胶膜的优点在于，流入腔室的血液可以不与搏动部件直接接触。搏动部件与缸体内壁之间的缝隙配合关系，在其移动时有可能使血细胞受损。配置有软胶膜后，血细胞仅在软胶膜与封闭端之间的空间中流动，不会受到搏动部件的损伤。

可选地，在本发明的一种实施方式中，如图2所示，所述缸体31要形成封闭端的一端本身是开口的。相应的，所述密封构件还可以包括盖板33。所述盖板33封在所述缸体31的端面上，从而形成所述封闭端。这种结构设计便于心脏模拟设备自身的装配和加工。在其它的实施方式中，如图1所示，所述缸体31自身用于形成封闭端的一端本身可以是封闭的，则通常无需额外设置盖板33。可以根据实际生产、使用的情况，对缸体31的结构特征进行调整。

进一步地，在密封构件包括盖板33的实施方式中，所述入口和出口12都可以开设在所述盖板33上，如图2所示。或者，入口和出口12也可以设置在所述缸体31上。可以根据具体实施时对产品结构和性能的要求进行选择。图1则示出了没有盖板33的情况下入口和出口12直接设置在缸体31上的方式。

另一方面可选的，如图2所示，在密封构件包括盖板33的实施方式中，所述软胶膜32的边缘可以直接密封连接在所述盖板33上。盖板33与软胶膜32之间的空间作为所述腔室1。或者，所述软胶膜32的边缘也可以密封连接在所述缸体31上。可以根据具体实施时对产品结构和性能的要求进行选择。图1则示出了没有盖板33的情况下软胶膜32的边缘直接连接在缸体31上的方式。

本发明并不限制只能采用缸体作为密封构件这种实施方式构成心脏模拟设备。在其它实施方式中，也可以采用其它结构形成所述腔室。例如，在一种实施方式中，所述腔室可以直接由弹性球状容器的内部空间构成，所述搏动部件则为夹在球状容器的外侧，通过夹紧和放松实现搏动动作。或者，在另一种实施方式中，所述腔室可以由盒状可变形机械机构构成，盒状机构中设置有密封层，用于包封血液。盒状机构可以做往复的变形动作，实现对腔室容积的控制，实现搏动动作。

可选地，如图1、2所示，所述入口用于使血液进入到腔室1中，所以，所述入口处可以设置有准入活瓣机构。所述准入活瓣机构被配置为仅允许液体从外部进入所述腔室1。这种活瓣机构可以是仿生瓣膜，也可以是其它装置，例如可以限制单向流动的电磁阀等，本发明不对此进行限制。相应地，所述出口12处也设置有准出活瓣机构121，所述准出活瓣机构121被配置为仅允许液体从腔室1流出至外部。

在本发明的一种实施方式中，所述准入活瓣机构和准出活瓣机构可以是单向活瓣。如图1、2所示，在入口11处，单向活瓣的一端与入口内壁连接，单向活瓣的另一端是自由端。入口11的内壁上设置有挡沿，挡沿能够阻止单向活瓣的自由端向入口的外侧移动。这样，所述入口处的单向活瓣被配置为只允许液体、血液向腔室内流动。相应地，在所述出口12的内壁上也设置有挡沿，所述挡沿能够阻止单向活瓣的自由端向出口的内侧移动，使出口处的单向活瓣被配置为只能允许液体、血液向腔室外流动。

在采用缸体31形成腔室1的实施方式中，如图1、2所示，所述搏动部件2优选为活塞。相应地，所述心脏模拟设备还可以包括转动机和连杆组件41，所述连杆组件41与所述活塞构成曲柄连杆机构。所述转动机与所述连杆组件41连接。当所述转动机转动时，所述连杆组件41能够将旋转动作转换成直线运动，驱使所述活塞在缸体31内做往复运动。使腔室1的容积能够反复收缩、扩大。所述转动机的转动频率即为心脏模拟设备的搏动频率。在图1所示情况下，所述活塞处在扩大所述腔室1的过程中；图2所示的情况下，所述活塞处在将腔室1缩小到最小的状态。

可选地，如图1、2所示，所述连杆组件41上还可以具有连接孔42，所述连接孔42沿着所述连杆组件41延伸分布。所述连接孔供连杆组件的两支连杆枢转连接。在图1、2所示的实施方式中，所述连杆组件41中的两支连杆是端部相连，这样，转动机转动时，搏动部件2的最低位置与最高位置之间的差值较大，产生的缩小量更大，而且腔室的最大容量也更大。在其它的实施方式中，两支连杆也可以通过不同位置的连接孔42枢转连接。通过调节两支连杆的连接位置，可以对心脏模拟设备的腔室的容量、缩小量等参数进行调整，以适应于模拟不同功能状态、不同容量的心室。

另外，在图1、2所示的实施方式中，还可以通过调整连杆组件的转动中心在缸体中的装配位置，调节所述腔室的最大容量。例如，图1、2中连杆组件41的下端部连接在转动机上，若将该下端部以及转动机整体向上移动，则会减小所述腔室的最大容量。相反的，如果将该连杆组件的下端部以及转动机整体向下移动，则会增大所述腔室的最大容量。所述缸体31上可以设置有轨道或转动中心装配孔等调节机构，用于对连杆组件和其转动中心以及转动机的位置进行调节。例如，连杆组件的转动中心和转动机可以沿着轨道滑动，从而调节转动中心的位置；或者，转动机的输出轴可以插在不同位置处的转动中心装配孔中，从而调节转动中心的位置。

当然，本发明并不限制只能采用活塞作为搏动部件。在其它实施方式中，例如还可以采用气压装置、液压装置、夹紧装置等部件作为动力源，用以驱动心脏模拟设备进行搏动动作。

在本发明的一种实施方式中，所述搏动部件2可以为液压装置。如图3所示，在该实施方式中，所述缸体31中设置有软胶膜32，所述软胶膜32用于与缸体31的上部区域形成腔室。所述缸体31的下端是封闭的，例如可以通过封闭板扣合封闭，或者缸体的下端本身就是封闭结构，本发明不对此进行限制。特别地，所述软胶膜32至缸体31下端的区域为压力腔35。在压力腔35上开设有供压力液流入和流出的搏动出入口34。所述液压装置优选可以设置在所述缸体31之外，所述液压装置可以通过液压泵将压力液泵入所述压力腔35中；并且，所述压力泵可以将压力液从压力腔35中抽出。

由于软胶膜32具有形变能力，所以当压力液持续充入所述压力腔35后，软胶膜32会受液压作用向上变形，从而减小所述腔室1的空间。使腔室1中的液体、血液从出口12流出。相反地，当液压装置向外抽出压力液时，所述软胶膜32会受到液压作用向下变形，从而增大所述腔室的空间。使所述入口11外的液体、血液能够被抽入所述腔室1中。采用液压装置作为搏动部件的优点在于，液体难以被压缩，所以能够通过控制压力液充入或吸出压力腔的量，对所述腔室的容量、搏出量和缩小量进行精确的控制。充入压力腔中的液体的量与从腔室搏出的液体量基本一致。在心脏模拟设备用于替代正常心脏的应用环境下，采用液压装置作为搏动部件能够更可靠的保证腔室容量的准确性，减小由于容量、搏出量的异常所造成的功能异常现象。

可选地，所述压力腔35上可以只开设有一个搏动出入口34，压力液进出所述压力腔35都通过这一个搏动出入口34。或者，也可以分别开设搏动入口和搏动出口，分别用于压力液充入压力腔和抽出压力腔。

在另一种实施方式中，所述液压装置可以不进行抽出操作。相应的，所述压力腔上可以单独开设有出气孔。当需要降低所述压力腔中的压力时，所述出气孔打开，将压力气体释放，从而降低压力腔的压力。

进一步地，所述液压装置还可以对压力液泵入压力腔时的速度进行控制，进液速度会影响到压力腔中的压力大小。

在本发明的另一种实施方式中，所述搏动装置2为气压装置。在采用气压装置作为搏动部件的实施方式中，所述心脏模拟设备的整体结构与图3所示的结构相近，所以本实施方式仍以图3示意心脏模拟设备的结构。在该实施方式中，所述缸体31中也需要设置有软胶膜32。缸体31的下端是封闭的，所述软胶膜32至缸体31下端的区域为压力腔35。相似的，所述压力腔35上开设有供压力气体充入和泄出的搏动出入口34。所述气压装置可以设置在所述缸体31之外，气压装置可以通过气泵等装置将压力气体充入压力腔35；或者将压力气体从压力腔35中抽出。

与采用液压装置的实施方式类似的，当向压力腔35中持续充入压力气体致使压力上升时，软胶膜32会受气压作用向上变形，压缩所述腔室的空间，使腔室1中的液体、血液从出口12流出。相反的，气压装置向外抽出压力气体时，软胶膜32受到负压作用向下变形，从而增大了腔室的空间，使液体、血液能够从所述入口11抽入腔室1中。

在另一种实施方式中，所述气压装置可以不进行抽气操作。相应的，所述压力腔上可以单独开设有出气孔。当需要降低所述压力腔中的压力时，所述出气孔打开，将压力气体释放，从而降低压力腔的压力。

采用气压装置作为搏动部件的优点在于，气压装置属于压力控制。由于所述腔室中具有一定压力，气压装置将压力气体泵入压力腔35时，软胶膜32不会立即产生形变并压缩所述腔室。压力气体会先出现被压缩的现象。当压力腔35中压力气体的气压大于腔室中的压力后，压力气体才会使软胶膜32向上变形，压缩所述腔室的空间。当气压装置将压力气体吸出时，压力气体的会先出现体积膨胀、压力减小的情况。而后，再在压力腔35中产生负压，使软胶膜32向下变形。压力气体的压缩和膨胀过程能够对腔室1的搏出和吸入动作形成压力缓冲，使腔室的出口和入口处的血压能够保持在适当的压力，不会出现压力突然增大或突然减小的现象。进一步地，所述气压装置还可以对压力气体泵入压力腔时的速度进行控制，进气速度会影响到压力腔中的压力大小。通过对进气速度的控制，可以将气压装置输出的压力大小限制在一个预定值，该预定值是腔室的出口处的安全血压上限值。如果腔室及其出口的血压达到了预定值，则气压装置无法进一步向压力腔35中充入压力气体，避免出口的血压进一步上升，提高安全性。

另外，在本发明的一种可选实施方式中，所述出口处或者出口外侧还可以设置有压力监控装置。所述压力监控装置被配置为与搏动部件形成电路连接，或者通过控制模块实现信号控制信号的传递。所述压力监控装置配置为用于检测出口处或出口外侧的血压。如果监测到血压过高，超出了安全范围，则可以将血压过高的报警信号发送给搏动部件；或者，可以将报警信号发送给控制模块，所述控制模块再向搏动部件发送信号。所述搏动部件则配置为，当收到来自压力监控装置或控制单元的报警信号后，能够停止或减缓对腔室中血液的搏出动作；或者，也可以推迟搏出动作的执行。这样，所述腔室出口处的压力或血压能够得到缓解，避免血压超出安全范围，造成危害。

本发明提供的心脏模拟设备采用了搏动式输出的方式泵出液体或血液，能够更好的模拟正常心脏的供血规律。对血细胞的破坏较小。重要的，本发明的心脏模拟设备引入了射血分数的概念，对腔室的缩小量进行了控制，从而减小人体出现不良反应的可能性。

虽然已经通过例子对本发明的一些特定实施例进行了详细说明，但是本领域的技术人员应该理解，以上例子仅是为了进行说明，而不是为了限制本发明的范围。本领域的技术人员应该理解，可在不脱离本发明的范围和精神的情况下，对以上实施例进行修改。本发明的范围由所附权利要求来限定。