心脏模拟装置的制作方法

1.本发明涉及外科手术模拟系统，特别是涉及一种用于模拟正常和疾病状态的心血管功能的设备和系统，包括解剖学上精确的心脏模拟器，用于训练和医疗装置测试；更具体地，本发明涉及一种用于模拟正常和疾病状态的心脏功能的设备和系统，该设备和系统使用传感器和其他控制机构来自动调节系统的液压和/或气动组件以实现生理上代表性的压力和流量分布。


背景技术：

2.心血管疾病，影响心脏和脉管系统的疾病以及血管疾病，影响循环系统的疾病是影响全球数以百万计个体的普遍状况。尽管脉管系统疾病可能表现为特定位置的动脉壁减弱，变形或硬化，但这种疾病状态会影响人体的每个器官。存在几种选择来减轻或最小化与延长的脉管系统疾病状态相关的风险。根据严重程度，改变生活方式，即饮食和增加运动，或使用药物可能会有所帮助。在其他选择无效或疾病严重的情况下，外科手术仍然是主要的治疗手段。传统的外科手术方法已逐渐被微创血管内技术所取代，而微创技术在血管内技术方面的发展正在改变外科医生治疗血管疾病的方式。
3.尽管血管外科手术比以往任何时候都更安全，但是复杂的血管外科手术可能会导致对患者的附带损害。尽管没有手术是没有风险的，但外科医生及其团队的技能水平以及在执行手术过程时最大程度地减少意外的能力，对于防止患者并发症和/或死亡至关重要。与那些经验较少的外科医生相比，经验丰富的外科医生已经执行了许多血管疾病手术，因此更可能以较少的并发症完成这种外科手术。尽管可以通过培训和执行许多程序来获得这种经验，但是可用的外科程序数量是一个限制因素。因此，并非每个外科医生都将具有相同的机会来执行所需的外科手术次数，以获得使所进行的手术的风险最小化的技术水平。此外，随着新程序的开发，高级外科医师可能会发现难以获得所需的必要经验。
4.外科医生已经使用用于实践各种外科手术程序的训练装置来提高技能，并且在本领域中是已知的。例如，美国专利号8,016,598、美国专利号7,976,313和美国专利号7,976,312描述了用于教导患者护理的患者模拟器系统。美国专利号7,798,815公开了一种用于在心脏外科手术训练环境中模拟心脏跳动的机电泵系统。美国专利号7,866,983公开了一种用于教学，实践和评估外科技术的外科手术模拟器。该模拟器被描述为包括可以是一次性的器官，血管和组织的盒。
5.美国专利第7,083,418号公开了一种用于教导或说明外科和/或医学技术的模型。该系统被描述为具有代表组织或器官的基础部件，以及被构造和布置成可与基础部件和/或彼此耦接和/或从基础部件和/或彼此分离的若干部件，以示出这些部件相对于彼此的不同位置。代表外科和/或医学技术的不同阶段。
6.美国专利号7,063,942公开了一种用于血流动力学模拟的系统。该系统被描述为包括具有血管特性的容器，容纳一定量流体的容器，连接该容器和容器的管道以及至少一个用于使流体在系统内循环的泵。
7.美国专利第6,843,145号公开了一种用于模拟动态心室的心脏体模。该体模被描述为包括两个同心布置的，不透流体的柔性膜，这些膜限定了膜壁之间的封闭空间。
8.美国专利第6,685,481号公开了一种用于心脏外科手术和其他类似程序的训练装置。该设备被描述为包括器官模型，例如心脏模型，适于向模型赋予类似于相应自然器官的运动的动画网络以及用于控制动画网络的操作的控制设备。心脏模型被描述为由两部分组成，一个是模拟心肌的内部模型，另一个是模拟心包的外壳。
9.美国专利no.5,052,934公开了一种用作模体以评估人工瓣膜和心脏超声程序的设备，其中，模拟血液的流体的受控脉动流通过多腔室区域，二尖瓣和主动脉瓣膜安装在该多腔室区域中和可调位置的超声换能器。
10.尽管这样的训练设备在本领域中是已知的，但是本发明的用于模拟正常和疾病状态的心血管功能的设备和系统提供了一种训练工具，该训练工具在生理上比这种现有技术的设备更正确，并且可以自动调节一个或多个更多功能的元件，即阻力阀或顺应性腔室，可提供更准确和更具代表性的压力和流体流量曲线，从而提供一种减少与心血管系统操作相关的附带损害的机制。


技术实现要素：

11.本发明描述了一种用于模拟正常和疾病状态的心脏和血管功能的设备和系统，包括解剖学上精确的元件，即心脏和脉管系统(血管)，以进行训练和医疗设备测试。该系统和设备使用气动加压室来产生心室和心房收缩。尽管在整个说明书中将致动描述为通过压缩空气气动地驱动，但是也可以通过其他机制来实现致动，例如使用加压液体，或加压空气和加压液体的组合。结合合成的或天然的二尖瓣和主动脉瓣膜的相互作用，该系统旨在产生泵送作用，从而产生更精确的脉动血流体积分数和压力梯度，从而复制人的心脏。本系统还使用一个或多个传感器或仪表来监视和/或改变系统的一个或多个特征。例如，各种传感器用于根据需要控制或提供收缩压和/或舒张压的适当表示。也可以使用用于确定和/或修改整个系统的流速的流量计。这样，一个或多个反馈回路用于调节这种特性，从而允许更精确地表示循环系统。提供了一个或多个控制单元或组件，用于控制系统的整体功能。通过提供一种自动更改系统的一个或多个功能组件的控制单元，无需手动调节即可生成压力和流量曲线。
12.适用于训练和测试医疗设备的心血管系统训练和评估模拟器系统和设备适用于提供正常或患病状态下心血管系统的解剖学和生理学精确表示。在说明性实施例中，该系统包括：用于模拟患者的心脏功能的气动心脏模块；流体连接至心脏模块并适于模拟患者的脉管系统的脉管系统模块；以及可操作地耦合至心脏模块和脉管系统模块的控制组件。控制单元被配置为控制或修改系统的一个或多个操作参数，包括心率，射血分数，全身血管阻力和顺应性。通过修改系统参数，可以重建病理性血液动力学状态，包括但不限于败血症，使用血管加压药的过度动力学疗法，或心律不齐，例如心房纤颤或扑动。该系统还可以包含其他身体组织的复制，优选地是脑血管系统。
13.因此，该系统和设备提供了一种机制，该机制可用于减少由于外科医生经验不足或操作复杂而对血管外科手术患者造成的附带损害。通过提供可复制心脏和脉管系统的设备，外科医生可以在必须对实际患者执行此类操作之前执行血管内操作。可以在实际手术
之前确定设备的选择，放置和优化，从而消除了在现场手术过程中必须执行此类任务的风险。
14.因此，本发明的主要目的是提供一种用于模拟正常和疾病状态的心血管功能的设备和系统。
15.本发明的又一个目的是提供一种用于模拟正常和疾病状态的心血管功能的设备和系统，包括用于训练和医疗装置测试的解剖学上精确的心脏模拟器。
16.本发明的又一个目的是提供一种用于模拟正常和疾病状态的心血管功能的设备和系统，该设备和系统被设计为产生泵送作用，该泵送作用产生精确的体积分数，从而复制心脏的体积分数。
17.本发明的另一个目的是提供一种用于模拟正常和疾病状态的心血管功能的设备和系统，该设备和系统被设计为提供与心脏和/或血管元件的压力梯度相同的脉动流的压力梯度。
18.本发明的又一个目的是提供一种用于模拟正常和疾病状态的心血管功能的设备和系统，该设备和系统控制气压水平，流体压力和心率，从而引起模拟各种各样的心脏病的收缩。
19.本发明的又一个目的是提供一种用于模拟正常心血管功能的设备和系统，该设备和系统控制气压水平，流体压力和心率以诱发收缩，该收缩模拟具有正常心脏功能的多种心脏状况。
20.本发明的另一个目的是提供一种用于模拟疾病状态心血管功能的设备和系统，该设备和系统控制气压水平，流体压力和心率以诱发可模拟多种患病或受伤的心脏状况的收缩。
21.本发明的另一个目的是提供一种适于训练和测试医疗设备的训练和评估模拟器系统和设备，其适于提供正常或患病状态下的心血管系统的解剖学和生理学精确表示。
22.本发明的又一个目的是提供一种训练和评估模拟器系统和设备，其具有控制模块，该控制模块适于控制或修改系统的一个或多个操作参数，包括心率，射血分数，全身血管阻力和顺应性。
23.本发明的又一个目的是提供一种训练和评估模拟器系统和设备，其中可以重建病理性血液动力学状态，包括但不限于败血症，用血管加压药进行的高动力疗法，或心脏心律不齐，例如心房纤颤或扑动，包括诱发心脏快速起搏。
24.本发明的另一个目的是提供一种训练和评估模拟器系统和设备，其允许外科医生在必须对实际患者执行这种程序之前执行血管内程序。
25.本发明的又一个目的是提供一种训练和评估模拟器系统和设备，其允许外科医生在实际手术之前确定设备的选择，放置和优化，从而消除了在现场手术期间必须这样做的风险。
26.本发明的另一个目的是提供一种用于模拟正常和疾病状态的心血管功能的设备和系统，该设备和系统利用反馈控制机制来实现生理上代表性的生物学特征。
27.本发明的另一个目的是提供一种用于模拟正常和疾病状态心血管功能的设备和系统，该设备和系统利用系统来自动调节流体元件以实现生理上代表性的生物学特征。
28.本发明的又一个目的是提供一种用于模拟正常和疾病状态心血管功能的设备和
系统，该设备和系统利用系统通过泵送机制自动控制流体的流量以实现生理上代表性的生物学特征。
29.本发明的另一个目的是提供一种用于模拟正常和疾病状态心血管功能的设备和系统，该设备和系统利用反馈控制和流体元件的自动调节以及泵的控制来实现生理上具有代表性的压力和流量曲线。
30.通过以下结合任何附图的描述，本发明的其他目的和优点将变得显而易见，在附图中，通过说明和示例的方式阐述了本发明的某些实施例。本文包含的任何附图构成本说明书的一部分，包括本发明的示例性实施方式，并且示出了本发明的各种目的和特征。
附图说明
31.图1a是心血管模拟系统的实施例的透视图。
32.图1b是图1a所示的心血管模拟系统的俯视图。
33.图1c是心血管模拟系统的替代实施例的透视图；
34.图1d是图1c所示的心血管模拟系统的顶视图。
35.图2是根据本发明的说明性示例的与模拟器系统相关联的通用液压回路示意图的框图；
36.图3是如图2所示的方框图，其包括与根据本发明的说明性示例的模拟器系统相关联的一般气动回路示意图；
37.图4a是如图3所示的方框图，其包括与根据本发明的说明性示例的模拟器系统相关联的一般电子电路示意图；
38.图4b是示出使用泵代表心脏模块的本发明的说明性示例的框图。
39.图5是心脏模拟器模块和心室模块的局部透视图。
40.图6是心脏模块的透视图。
41.图7是心脏模块的另一透视图。
42.图8是心脏模块的另一透视图。
43.图9是心脏模块的剖视图，示出了左心室腔。
44.图10是心脏模块的左心室的剖视图。
45.图11是心脏模块的剖视图，示出了左心房和心室腔。
46.图12是心脏模块的剖视图，示出了左心房的腔。
47.图13是头模块的说明性示例的透视图。
48.图14是图13所示的头部模块的透视图，示出了具有脑血管系统；
49.图15示出了充气蓄能器。
50.图16示出了充气活塞蓄能器。
51.图17示出了弹簧加载的活塞蓄能器。
52.图18是硬件组件模块的透视图。
53.图19是硬件组件模块的俯视图。
54.图20是与模拟器系统相关的气动回路示意图的说明性实施例的框图。
55.图21是与模拟器系统相关的液压回路示意图的说明性实施例的框图。
56.图22是根据本发明的说明性示例的与模拟器系统相关联的电子电路示意图的说
明性实施例的框图；
57.图23a是与图1c或图1d所示的心血管模拟系统相关联的硬件组件模块的透视图；
58.图23b是与图1c或图1d所示的心血管模拟系统相关联的硬件组件模块的透视图，其中组件托架被移除；
59.图23c是与图1c或图1d所示的心血管模拟系统相关联的硬件组件模块的俯视图；
60.图23d示出了从硬件模块上卸下的组装支架；
61.图24是与图1c或图1d所示的心血管模拟系统相关的液压回路示意图的说明性实施例的框图；
62.图25是与图1c或图1d所示的心血管模拟系统相关的电子电路示意图的说明性实施例的框图；
63.图26a是示出的支撑结构的透视图，其中心脏模拟器模块和脉管系统模拟器模块的几个部件被移除，以示出处于缩回位置的可调节的外围器官/系统模拟器模块安装件143；
64.图26b是示出的支撑结构的透视图，其中心脏模拟器模块和脉管系统模拟器模块的几个部件被移除，以示出处于延伸位置的可调节的外围器官/系统模拟器模块安装件143；
65.图27a是手持式平板计算机的说明性示例；
66.图27b是图27a所示的平板电脑的屏幕截图，提供了图形用户界面(gui)的说明性示例，该图形用户界面允许用户调整一个或多个系统参数；以及
67.图27c是图27a所示的平板电脑的屏幕截图，提供了专家模式的说明性示例。
具体实施方式
68.尽管本发明可以以各种形式实现实施例，但是在附图中示出并且在下文中将描述当前优选的实施例，尽管不是限制性的，但应理解本公开被认为是本发明的示例。并非旨在将本发明限制于所示的特定实施例。
69.参照图1a和1b，示出了通常被称为心血管模拟系统10的模拟系统或设备。心血管模拟系统10被图示和描述为心血管系统。然而，模拟器系统不限于心血管系统，并且可以适于复制其他系统。心血管模拟系统10包括一个或多个模块，包括硬件部件模块和解剖部件模块。硬件组件模块和解剖学组件模块以提供系统的方式相互作用，该系统是对身体系统，即心脏和/或脉管系统的解剖学和功能上精确复制的改进。提供这种改进的解剖学上正确的系统为用户提供了独特的工具，以在必须在生命系统上执行这样的动作之前实践和训练各种外科手术程序和/或技术。尽管将使用人体解剖学和系统来描述这样的系统，但是根据本发明的心血管模拟系统10可以适于复制或建模其他生物系统，例如其他哺乳动物，包括诸如狗或猫的家养动物，诸如此类的啮齿动物，例如小鼠或大鼠，牲畜(例如牛，马，绵羊，猪/猪)或野生动物(例如狮子或老虎)。
70.硬件组件模块(通常称为1000)和解剖模块(通常称为2000)都进一步包含子模块。子模块包括驱动系统和/或提供居住系统的准确结构和功能复制的单个组件。如将更详细描述的，硬件组件模块1000包含一个或多个子模块，包括气动组件，液压组件和控制/电子组件。心血管模拟系统10被设计为包括一个或多个反馈回路，该反馈回路被配置为提供系
统的几个重要组件或特性的精确和自动表示，即，心血管和脑血管的生理上代表性的操作，包括流速和瓣膜操作。控制单元包含必要的硬件和监视设备，以提供系统的自动操作，以提供预定的血流或压力特征。控制单元可包括代表动脉和静脉压力的压力传感器，和/或代表头，胸和内脏血流的流量传感器，以便监测并提供系统内压力和血流的生理值。从压力和流量传感器获得的信息用作反馈控制机制的一部分，以实现生理上具有代表性的特征。也可以使用一个或多个阀来提供对系统中流体流动的控制。在本文中图示为心血管系统的解剖模块2000主要由三个子模块组成，包括心脏仿真器模块2100，脉管仿真器模块2200和一个或多个外围器官/系统仿真器模块2300。心血管仿真可以将系统10设计成使得组成心脏模拟器模块2100，脉管系统模拟器模块2200和一个或多个外围器官/系统模拟器模块2300的一个或多个单独的零件或组件可以由替换零件或组件替换。在这种配置中，每个模块的一个或多个零件或组件可以与新零件或组件一起拆卸，更换和重新组装。
71.心血管模拟系统10可包括支撑结构142a或142b，见图1a，其可用于支撑心血管模拟系统10的各个组件。每个组件可使用例如螺丝、螺母和螺栓固定在支撑结构上，或者可以使用化学固定方法(例如粘合剂)固定。心血管模拟系统10包括一个或多个模块，包括硬件部件模块和解剖部件模块。硬件组件模块和解剖学组件模块以提供系统的方式相互作用，该系统是对身体系统，即心脏和/或脉管系统的解剖学和功能上精确复制的改进。
72.心脏模拟器模块2100包括人心脏的复制品，包括所有四个腔室，左、右心房以及左、右心室，以及心脏瓣膜，包括二尖瓣和主动脉瓣以及肺和三尖瓣。心脏模拟器模块2100的几个组件的功能由气压驱动。
73.图1c和1d示出了心血管模拟系统10的实施例，其具有几个附加特征或部件，以及与图1a和1b中所描述的许多相同的特征或部件。这样，除非有相反的说明，否则本文所述的任何特征(包括稍后描述的气动，液压或电气原理图)都可适用于图1a、图1b、图1c或图1d中所示的心血管模拟系统10，即使没有特别说明，也可以以任何组合使用。心血管模拟系统10可以包括支撑结构142，该支撑结构可以用于支撑心血管模拟系统10的各个组件。心血管模拟系统包括通常称为1000的硬件组件模块和称为解剖结构的解剖模块。解剖模块2000，一般称为2000。解剖模块2000，在本文中图示为心血管系统，主要由三个子模块组成，包括心脏模拟器模块2100，脉管系统模拟器模块2200和一个或多个外围器官/系统模拟器模块。2300。图1c示出了代表脉管系统模拟器模块2200的几个(不是全部)组件的几个管，包括降主动脉2216、升主动脉2217、左/右动脉2218、2220，左/右静脉2222、2224，肾动脉2226、2228，下腔静脉2230，肺动脉主干2232和内脏动脉(即腹腔，肠系膜上皮，riormesentery)2234、2236。脉管系统模拟器模块2200还可以包括臂脉管系统2238、2240。为了减小该流体连接的液压惰性，可以使用通向动脉顺应腔室18的圆锥形顺应性接头2242(或在主动脉直径较小，然后根据需要从主动脉变大的任何形状)。还示出了传感器136和137。
74.图2
‑
4b提供了示出心血管模拟系统10的总体液压回路示意图，气动回路示意图和电子电路示意图的框图。如图2
‑
4b所示，心血管模拟系统10是设计用于复制人或其他动物的闭环循环系统。心血管模拟系统10包括流体储存器(也称为静脉腔)12，其流体连接至解剖模块2000的第一部分；以及心脏模拟器模块2100。流体储存器或静脉腔12包括壳体单元14，其尺寸和形状设计成接收和容纳流体。在壳体单元14内，流体储存器或静脉腔室12可包含一个或多个加热机构15，例如加热线圈，其允许心血管模拟系统10内的流体被加热到对
应于体内生理流体的预定温度。流体可以是模拟血液的任何液体。在说明性实施例中，流体是清澈的血液类似物，其特性与人类血液的粘度相同，并且模拟在血管内装置、导线和导管横穿脉管系统时的摩擦系数。可替代地，流体可以是全血，或者可以简单地利用水。因此，可以使用和修改任何流体以使其具有与通过静脉或动脉的血流相同或近似的粘度和/或流率。流体可以是透明的，也可以包含染料，以便可以在整个系统中看到流体的流动。填充盖16用于将诸如水的流体添加至心血管模拟系统10。流体储存器或静脉室12可被密封并加压以提供基线压力，复制静脉压力，以影响心脏模拟器模块2100的被动填充。可替代地，可以通过其他方式将流体吸入系统。图1c和图1d所示的心血管模拟系统10可包括离心泵，稍后将对其进行描述。离心泵可用于主动填充/灌注心血管模拟系统10，而不需要对流体容器或静脉腔12加压。如果使用离心泵，则可通过压力传感器137对其进行控制。根据在该传感器读取的压力进行节流，以将静脉压力维持在预定值，例如10
‑
20mmhg。顶部流体储存器或静脉腔室12可以包含指示器，例如仪表(未示出)，或者可以使用窗口来提供流量水平的视觉确认。可替代地，可以使用传感器并将其耦合到控制单元，以提供高、低或适当的液位的显示。
75.心血管模拟系统10被设计成复制来自心脏、特别是心脏的左侧的血流输送到身体的其他部分。这样，心脏模拟器模块2100可以包括泵或空气压缩机，其被设计成将流体推出该模块并进入心血管模拟系统10的其他部件，从而复制通过心脏的腔室、优选地通过心脏腔室的血液流动。如果需要，还可以通过左心房和左心室，也可以通过右心房和右心室。在图6
‑
9中示出了心脏模拟器模块2100的实施例，该心脏模拟器模块2100包括心脏的解剖结构的副本。如图所示，心脏模拟器模块2100包括具有四个腔室的心脏模块2110，四个腔室代表心脏的左侧和右侧的解剖结构，包括左心房2112，左心室2114，右心房2116和可以使用标准尺寸和形状模制包括代表左心房和右心房以及左心室和右心室的各个腔室的心脏模块2110。为了允许流体在适当的时间(即，当左心房收缩时)流入左心室，而在松弛时没有流体流回到左心房，左心房2112包含一个单向阀，在此显示为合成阀2129，参见图9。阀2129代表二尖瓣，并且作为说明性示例，可以是合成的复制体。备选地，阀2129可以是实际的哺乳动物二尖瓣，例如猪或人二尖瓣的移植物。为了使流体在适当的时间(即右心房收缩时)流入右心室，而在松弛时没有流体流回右心房，右心房2116包含一个单向阀，在此显示为合成阀2131，参见图9。阀2131代表三尖瓣，并且作为说明性实例，可以是合成的。或者，该阀可以是实际的哺乳动物三尖瓣，例如猪或人的三尖瓣的移植物。心脏模块2110还可以包含另外的瓣膜，代表主动脉瓣膜或肺动脉瓣膜(未示出)。
76.优选地，本发明使用心脏模块2110，其中使用心脏及其脉管系统的计算机断层摄影(ct scan)图像来模制心房和心室。可以模制左心房2112、左心室2114、右心房2116、右心室2118或其组合，以代表与各个患者相似的确切大小和形状。图示心脏模块2110的附图不包括任何脉管系统。然而，本文中描述的形成心脏模块2110的任何组件可适于包括解剖学上正确的脉管系统，例如左冠状动脉，左回旋支动脉，左边缘动脉，左前降支动脉和左心室的对角线分支。脉管系统可以是“正常”脉管系统，也可以是疾病状态脉管系统。另外，正常或疾病状态的脉管系统可以适应于代表个别患者的确切脉管系统(通过使用ct扫描，mri和/或旋转血管造影术)，或者可以设计成代表与具体的病人正常或疾病状态无关的正常/疾病状态。此外，本文所述的形成心脏模块2110的任何部件的部分还可包括较厚的部分(模
拟心室肥大)和/或较薄的部分(模拟心室肥大)，以模拟心脏对收缩和扩张的不同抵抗力。
77.图5还示出了脉管系统模拟器模块2200，其表示与哺乳动物中的血流相关的各种静脉或动脉。脉管系统模块模拟器2200由诸如合成管的多个构件制成，其提供流体流入和离开心脏模拟器模块2100的流动。类似于心脏模拟器模块2100的心房和心室，脉管系统模拟器模块2200可以制作导管来复制特定患者脉管系统的大小、形状和血管张力测定。优选地，管道由具有挠曲模量或刚度的透明医用级塑料制成，其对应于期望的需求。参照图5，流体从左心室腔室2114流出并进入代表主动脉2202和主动脉弓2205的管道中。一个或多个主动脉连接器，例如但不限于2204(锁骨下动脉)，2206(颈总动脉))和2208(肱头动脉)用于流体连接到脉管系统模拟器模块2200的其他组件(例如代表椎动脉的管道2310)，并使用代表左颈总动脉和右颈总动脉的导管流体连接到外围器官/系统模块2300(请参见图1a，1b，1c，1d或图2)。流体进一步流入降主动脉2216中并连接到代表右动脉2218和左动脉2220的管道。从心脏模拟器模块2100流出的流体被引导通过另外的管道，这取决于流体流经系统的哪一部分。
78.心脏模拟器模块2100，优选地左心房2112或左心室2114，通过管道17和19(见图3)气动地连接到示出为压缩机的气动模块100。气动模块100包含必要的组件，以向心血管模拟系统10的一个或多个模块提供压缩空气。产生的压缩空气允许心脏模拟器模块2100的一个或多个组件气动地连接到压缩机100，以将任何物质(例如其中所含的液体)压缩并强制排出，这将在后面进行描述。因此，空气压缩机用于向心脏模拟器模块2100提供心脏动态功能的精确模拟。或者，可以通过一个或多个泵来提供压缩空气。可以包括注射端口以提供将染料或代表性药物注射到心血管模拟系统10内的各个位置的机制。
79.心脏模块2110优选地由诸如硅树脂的软塑料材料制成。每个腔室，左心房2112、左心室2114、右心房2116或右心室2118均由模制在弹性膜壁内的腔制成，从而提供了用于气动加压的机构。如果不用作心脏模块功能的一部分，则可以包括右心房2116，右心室2218或两者作为心脏模块2110的一部分，但是不将腔模制在弹性膜壁内。参照图9和图10，心脏模块2110的剖视图示出了左心室腔室2114，其中左心室腔2120将左心室膜壁2119分隔成内左心室膜壁2122a和外左心室膜壁2122b，参见图10。内左心室膜壁2122a具有所需的强度，以防止在将流体放入左心室腔室2114中时向外延伸并塌陷左心室腔2120，但是当向左心室腔2120内加压空气时，它将向内塌陷，从而将流体推出左心室腔室2114。优选地，左心室腔室2120围绕左心室腔室2114的整个周边延伸。图11是心脏模块2110的横截面图，示出了左心房2112具有左心房膜壁2126内的左心房腔2124。左心房腔2124分开左心房膜壁2126，分为内部左心房膜壁2128a和外部左心房膜壁2128b。优选地，左心房腔2124围绕左心房2112的整个周边延伸，参见图12。内部左心房膜壁2128a具有期望的强度，以防止在流体被放置在其中时向外扩展并塌陷左心房腔2124。但是，当加压空气被迫进入左心房腔2124内时，将向内塌陷，从而将流体推出左心房腔2112。尽管未示出，但是右心房和心室可以包括相同的腔特征。虽然将心血管模拟系统10的几个部件的致动描述为通过压缩空气气动地驱动，但是也可以通过其他机制来实现致动，例如使用压缩液体，或压缩空气与压缩液体的组合。
80.心脏模块2110可以被气动加压以致动左心房2112和左心室2114。加压空气进入左心室腔2120或左心房腔2124，从而在相应的内膜壁2122a或2128a上施加力。压缩空气施加的力使相应的内膜壁2120a或2128a部分塌陷或向内移动，从而使存储在左心室2114或左心
房2112中的流体被推出或排出。
81.参照图13和图14，外围器官/系统模块2300被示为头部模块或头部2302。头部2302包含通过紧固构件2308(例如螺丝或螺母)连接至板2305和/或顶部2306的底部2304。这种布置允许顶部2306被移除和替换。底部部分2304包含一个或多个流体连接器2310和2312，其适于将头部2302流体地连接至脉管系统模拟器模块2200的一个或多个组件。这种流体连接允许用户使用以下方法来评估外围器官或系统的手术技术或程序的效果。
82.图14示出了头部模块2302的说明性示例，头部模块2302具有代表脑血管系统的多个管2312和2314。将脑血管系统放置在凝胶状材料2316内，以模拟蛛网膜下腔和周围脑中血管的顺应性。从颈动脉分叉到颅内循环的脉管系统以及任何病理学都可以复制。头部模块2302还可包含可连接至心血管模拟器系统10的其他部分的另外的管道2318。
83.心血管模拟器系统10可以使用一个或多个顺应性腔室模块。顺应性腔室模块充当系统流体存储设备，并且适于根据用户所需的血液动力学在功能上提供对系统顺应性的动态控制。因此，假设心血管模拟器系统10不复制整个人类心血管系统中包含的所有脉管血管，则顺应性腔室在解剖学上提供了心脏系统顺应性和补偿的正确范围。例如，通常不包括下肢的脉管系统，特别是腿部的脉管系统作为脉管系统模拟器模块2200的一部分。为了在泵入不完整的模型化血管系统的同时以解剖学上精确的心脏生理学复制精确的心脏动力学，使用顺应性室。顺应性腔室模拟了系统未模制部件的血管体积和张力。血管张力计模拟动脉张力，可以通过在顺应腔中添加或移除空气来改变。根据空气量，可以模拟高血压或低血压的状况。
84.参照图2
‑
4b，顺应性模块被示为蓄能器，并且被称为动脉顺应性腔室18。图15
‑
17示出了蓄能器的几种实施方式。图15示出了充气蓄能器18a。蓄能器18a包括包围内部腔室22的壳体单元20。在内部腔室22内是用于分离气体26(通过气体入口25插入)和存储在内部腔室22内的任何液体的橡胶囊24。排出口30可以放置阀28。图16示出了使用活塞的充气蓄能器18b。蓄能器18b还具有壳体单元32，该壳体单元32具有内部腔体34。活塞36在内部腔体34内分离气体38和液体。图17示出了弹簧加载的活塞式蓄能器18c。弹簧加载的活塞式蓄能器18c还包含具有内部腔体42的壳体单元40。具有弹簧46的活塞44类似于充气活塞，除了弹簧46迫使活塞抵靠所储存的液体之外。尽管未示出，但是也可以使用本领域技术人员已知的替代类型的蓄能器类型，例如使用隔膜的蓄能器。流体储存器12也可以被构造为蓄能器。
85.再次参考图2，来自心脏模拟器模块2100的流体直接地或者如果被转移至动脉顺应性腔室18并从其返回，则被引导至解剖学模块2000，包括脉管系统模拟器模块2200，和/或一个或多个解剖模块2000的外围器官/系统模拟器模块2300。流速的调节可以通过控制机构来完成。例如，用于进入脉管系统模拟器模块2200的流体的流速可以由第一阻力阀48(也称为主体阻力阀)来控制。优选地，阻力阀48是电可调节的流体阻力阀，其包括线性步进电动机和截止阀。阻力阀48可以被自动地调节，以便实现到身体的期望的流速。进入一个或多个外围器官/系统模拟器模块即头部的流体的流速可以由第二阻力阀50(也称为头部阻力阀)控制。第二阻力阀50优选地是电可调节的流体阻力阀，其包括线性步进电动机和截止阀。阻力阀50可被自动调节，以实现到头部的期望流速。
86.每种途径，即脉管系统途径和一个或多个外周器官/系统途径，包含一种或多种监测或检测机制。如图2所示，脉管系统路径包括第一流量计52，也称为主体流量计。主体流量
计52可以是例如桨轮流量计，其被配置为将体积流率转换为电信号。该信号由系统控制器(将在后面描述)使用，以确定何时需要改变流阻阀48的设置以实现所需的流量。一个或多个外围器官/系统可包括第二流量计54，也称为头部流量计。头部流量计54也可以是配置成将体积流量转换成电信号的明轮流量计。该信号被系统控制器用来确定何时需要改变第二流阻阀50的设置以便实现期望的流量。然后，流体被输送回流体储存器12。止回阀56确保返回的流体流进入流体储存器12，同时防止回流，即从流体储存器12流出的反向流动，从而复制了解剖静脉的作用。
87.可以经由诸如schrader型快速断开阀58的排放连接器从心血管模拟器系统10排放流体。阀58可以连接至在排放循环操作期间附接的排放软管或管道(未示出)。优选将流体排入容器中，该容器显示为流体容纳容器或水罐60。
88.参照图3，示出了具有气动组件的心血管模拟器系统10。空气发生器100，被描述为压缩机100，其负责心血管模拟器系统10内的几种功能。空气压缩机100通过管道110或112向心脏模拟器模块2100提供增压空气流。具体地说，增压空气被供应到左心房2112，特别是左心房腔2124，和左心室2114，特别是左心室腔2120。控制进入心脏模拟器模块2100的气流，即进入左心房2112、特别是左心房腔2124，进入左心室2114、特别是左心室腔2120的气流由一个或多个控制机构提供，以允许每个组件模拟跳动的心脏。左心房2112的控制可以使用在图3中示出为致动电磁阀114的阀来完成，该阀也被称为心房致动电磁阀。当使心房致动电磁阀114通电时，来自压缩机100的压缩空气进入左心房腔2124。这种作用压缩左心房2112。当使心房致动电磁阀114断电时，从左释放压力。心房腔2124，使左心房2112放松。第二致动螺线管，称为心室致动电磁阀116，控制进入左心室2114的空气。当向心室致动电磁阀116通电时，来自压缩机100的压缩空气被送入围绕左心室的左心室腔2120中的心室2114。该动作允许左心室2114压缩并推出其中的任何流体。当心室致动电磁阀116断电时，来自左心室腔2120的压力被释放，从而允许左心室2114松弛。这种动作模拟心脏左侧的生理收缩，从而模拟心跳。加压空气还可以使心脏模块的一个或多个部分(例如左心室2114)部分绕其轴线部分移动，以更准确地模拟心跳。这样的动作也可以在右心房2116和右心室2118(未示出)中完成。左心房2112和左心室2114可通过隔板或壁2121(见图9)与右心房2116和右心室2118分开，从而防止流体在其间流动。左腔室和右腔室之间的隔板或壁2121可以被称为心脏隔膜2121。一个或多个腔室可以具有流体进/出管道和/或开口，例如管道2123a，2123b或2123c以允许流体流入或流出。
89.空气压缩机100可以经由管道118流体地连接到动脉顺应腔室18，以便降低动脉顺应腔室18中的水位。为了帮助从心血管模拟器系统10内排出流体，空气压缩机100可以是经由管道120流体地连接到储液器12。流体可以通过排水断开阀58排出，通过静脉室12以及动脉顺应室18泵送加压空气。各种控制机构，用于从空气中输送加压空气。优选地使用压缩机100。阀被称为静脉腔排气阀122，用于控制通向静脉腔12的空气量，并因此控制压力。例如，操纵静脉腔排气阀122以释放来自静脉的空气压力。当确定平均静脉压力过高时，可以使用腔室12。第二阀，称为静脉腔增压阀124，可以用于将压缩空气引入静脉腔12，以便例如增加基线静脉压力。还可以在排放周期期间使用静脉腔增压阀124的操作，以迫使压缩空气通过心血管模拟器系统10。被迫通过心血管模拟器系统10的压缩空气通过排放断开阀58将流体驱出。
90.称为动脉腔排气阀126的阀被设计成影响动脉顺应腔18的液压。动脉腔排气阀126的操纵释放了来自动脉顺应腔18的空气压力。这具有允许更多的水进入腔室的作用，从而减少空气量。这也具有降低动脉顺应性腔室18的液压顺应性的作用。第二阀，动脉腔室加压阀128可以用于控制进入动脉顺应性腔室18的空气流量。压缩空气进入动脉顺应性腔室18。压缩空气的进入将任何流体驱出动脉顺应性腔室18。随着流体被驱出，动脉顺应性腔室18中的空气量增加，并且动脉顺应性腔室18的顺应性增加。动脉腔增压阀128还可在排放循环中用于迫使加压空气通过心血管模拟器系统10。当加压空气在整个心血管模拟器系统10中移动时，心血管系统10内的任何流体都通过排空断开阀58被排出。
91.心血管模拟器系统10被设计成允许控制各种参数以自动运行。这种控制允许心血管系统更有效和准确地起作用，以便根据需要表现出血流和/或其他身体特征。参照图4a，控制单元130通过通常称为连接器构件132的连接器构件132a
‑
132m电连接至心脏系统的各个部件。连接器构件132可以使用例如蓝牙技术进行无线连接。也可以硬连线，例如使用usb(通用串行总线)连接的计算机电缆。控制单元130优选地是计算机，其具有用于处理能力，存储能力的必要硬件以及用于驱动或控制各种组件的功能的任何必要软件，并且可以包括例如线路板，例如具有必要集成的印刷电路板，中央处理器，ram，rom和/或硬盘驱动器。控制单元130可以简单地是具有必要集成电路的印刷电路板。控制单元130必须被设计为处理由主体流量计52和头部流量计54测量的各种系统参数。另外，心血管模拟器系统10可以包含传感器134、136和137。传感器134，也被称为静脉压力传感器，是被配置为将流体室12的表压读数转换为电信号的压力传感器。该信号可以被发送到系统控制单元130，在系统控制单元130中可以确定对流体室12的加压的调节。可替代地，可以仅监测静脉腔室或储器12中的传感器134，其简单地用作被动传感器，或者仅用于排出静脉腔室而不是对腔室加压。传感器136，也称为动脉压力传感器，是构造成将动脉顺应腔18的表压读数转换成电信号的压力传感器。该信号可以被传送到系统控制单元130，在其中可以确定和/或做出对心脏模拟器模块2100的泵送动作的调节，以实现各种系统压力，即代表预定的收缩压和舒张压。传感器136可用于直接测量流体压力，而不是顺从腔室中的压力。尽管传感器136可以用于测量代表锁骨下区域的压力，但是传感器136可以放置在附近的任何地方，例如在代表升主动脉或左锁骨下的管道中，见图1c或1d。第三传感器，传感器137可以用作有源传感器。传感器137可以放置在左心房2112处，以提供对感兴趣的心脏或其他区域处的压力的监测。如果使用的话，该传感器137可以用于控制离心泵。控制单元130还可被配置为使用命令值，以通过例如控制以下各项来影响其他系统操作：1)体流阻力阀48的设置；2)头流阻力阀50的设置；3)压缩机的速度曲线100；4)心房致动电磁阀114和心室致动电磁阀116的定时和致动。另外，结合动脉腔排气阀126和动脉腔增压阀128，控制单元130可被编程来控制压缩机100的使用，以改变动脉顺应性腔室18中的流体液位，从而改变顺应性。控制单元130可以包含诸如lcd屏幕之类的信息显示器，以向用户提供界面，以允许操纵一个或多个参数。
92.可以与控制单元130结合使用第二计算机设备，其被示为平板计算机138(参见图27a，用于手持式平板计算机138的图示)。平板计算机138可以包含必要的硬件，如处理器和内存，以及提供用户界面以监视系统的一个或多个操作并调整任何设置的必要软件。平板计算机138可以通过无线或硬线连接140(图4a)电连接到控制单元130。优选地，连接140是无线的，例如使用蓝牙技术。然而，连接140可以经由电缆连接，例如使用usb连接的电缆。图
27b示出了平板电脑138的屏幕截图135，提供了图形用户界面(gui)的说明性示例。gui提供了各种图形图标和可视指示符，使用户可以调整一个或多个参数并查看相应的调整结果，包括对流向头部139a，身体139b，腿部139c的流体流量的调整，心率调整139d，系统收缩压139e或舒张压139f，心输出阀139g的视觉指示器，心率139h，血压(bp)139i，温度139j或心电图(ekg)打印出139k。
93.图27c说明了专家模式配置。专家模式为用户提供了额外的预定图标和可视指示符，使用户可以调整其他参数并查看相应的调整结果，包括顶阀139l，阀体139m，支管阀139n，收缩139o，强度139p，控制加热器的开度，即开/关139q，禁用反馈139r，以及退出专家模式139s。使用禁用反馈的139r，用户可以禁用有源反馈回路，如果参数满足所需的设定点，则可能需要这样做。专家模式139s模式允许用户控制特定的血液动力学特征。因此，如图所示，专家模式增加了以下功能：1)头部，身体和腿部电阻器控制范围为0
‑
100％；2)下腔静脉压力控制；3)心脏泵速或收缩强度；以及4)禁用或启用反馈控制。头部，身体和腿部电阻控制的电阻控制可能需要从0
‑
100％禁用反馈。当反馈被禁用时，专家模式还允许增加/减少动脉顺应性腔室加压(增加/减少循环持续时间百分比)。减少只有一个主动止损。如果顺从性降低太多，即，顺从腔室18中的流体增加，从而触发液位开关，它将停止顺从性的进一步降低(顺从腔室填充)。
94.图4b示出了心血管模拟器系统10，其中心脏模拟器模块2100使用电动泵141。泵141提供与前述解剖心脏模型相似的脉动流特性。这样的实施例可以以可能更低的成本、更小的尺寸、更高的可靠性或更可控的流动特性来提供相似的生理压力和流动特性。
95.使用压缩机100将存储在流体容器12中的流体通过系统，以将压缩空气推入流体容器12。通过压缩空气的作用，心脏模拟器模块2100可以像人或动物的心肌一样通过以下方式起作用：收缩和膨胀，迫使代表血流的流体在脉管系统模拟器模块2200中流动。控制单元130设计为向心脏模拟器模块2100提供加压空气脉冲。流体压力和流体动力学/流量是由泵送动作产生的心脏模块本身。流体被从流体储存器12推出，并进入解剖模块2000，该解剖模块代表从肺返回的含氧血液，在当前描述的系统中未使用，并且流经(代表下腔静脉的(管和结构))进入右心房，右心室，肺动脉，然后是左右肺静脉。
96.左心房2112充满流体，并且在回路的收缩侧测量的流体压力由控制单元130控制在人心舒张压的最小正常范围内(50
‑
80mmhg)。系统获得的实际血压120/80(收缩压/舒张压)是流体流量(通过控制单元130与心脏模拟器模块的关系模拟)、心脏模拟心率、动脉压、心室压(或射血分数，模拟为从心房或心室腔中喷出的液体量)、毛细血管阻力(通过阻力阀的操纵产生的模拟效果)，以及血管张力(模拟作用通过顺应腔室18的操作)的综合作用。
97.心血管模拟器系统10被设计为使用各种参数组合来独立地调节收缩压值和舒张压值，这些参数组合在不同程度上影响收缩压值和舒张压值。可以使用控制模块将舒张压的值控制在正常范围之上或之下，以模拟各种疾病状态。除了先前描述的任何组件之外，控制单元130可以包括一个或多个电路板，例如控制印刷电路板(pcb)，以及用于控制电压感测的第二pcb。可以包括电池的电源为整个心脏模拟系统10供电。左心房2112由控制模块130启动，收缩。左心房的收缩由压缩机100控制，压缩机100控制何时以及多少压力空气被迫进入左心房2112。所产生的压缩空气流经管道并进入左心房腔2124。空气导致左心房2112内的容积减少。减小的容积导致流体通过二尖瓣2129排出并进入左心室2114。
98.产生的加压空气通过管道进入左心室腔2120。加压流体导致左心室2114内容积减小，从而导致流体通过合成主动脉瓣2150进入主动脉弓2203。在使用反馈系统的情况下，心血管模拟系统10被配置为调节各种生理参数。流体的压力可以设置在例如正常生理代表收缩压/舒张压的范围内。例如，心血管模拟器系统10可以包括以下设定点：1)代表收缩压的默认120mmhg，2)代表舒张压的默认80mmhg，3)代表静脉池压的默认10mmhg，4)血流，默认值为12毫升/秒，代表平均头流量(总头部流量)，5)血液流量，默认为80毫升/秒，代表平均胸主动脉流量，以及6)液体温度，默认为98.6华氏度。这些值或设定点也可以更改为代表非默认值。生理参数设定点可由用户调节。另外，系统使用反馈控制来自动补偿设定点的变化。
99.当流体在整个系统中移动时，这些条件可以由控制单元130操纵以改变相应的压力，体积流率，喷射分数或它们的组合。从左心室腔室喷射的流体在压力下流动，并流经代表或模拟血管解剖结构各个部分的管道，例如椎动脉，左颈总动脉和右颈总动脉。流体还向下流至降主动脉并流入右动脉2218和左动脉2220。这样，心血管模拟器系统10被配置为通过调节由动脉产生的加压空气的体积来调节收缩压和舒张压的平均值。压缩器100用于压缩心房和心室。优选地，产生一个周期内的时变空气流速(与恒定流速相反)。收缩压和舒张压之间的压力差的调节是通过调节动脉顺应性腔室18的空气量(从而调节液压顺应性)来实现的。调节阻力阀可调节代表性的头向和胸腔血流。流量计优选地定位在系统的代表性静脉部分而不是代表性动脉部分中。因此，此时的流量比脉动的流量更连续，可以使用对平均流量的调整，而不是喷射分数和峰值流量。
100.关于流体的加热，可以通过控制单元130确定和控制加热器表面温度和复制器流体温度，以将流体加热到期望温度，同时确保加热器表面温度不超过预定极限。
101.最终，所有流体被引导回到流体容器12，在该流体容器中调节流速。可以通过几种机制来模拟和调节血管张力，例如通过使用顺应性和阻力阀，以及通过代表具有各种硬度值的动脉的模制的脉管系统模拟器模块2200。尽管未示出，但是流体流可以被引导至外围器官/系统模块，即头部2302及其代表性脉管系统。如果用作心脏模拟系统10的一部分，则头部2302可通过头部支撑结构150固定至支撑结构框架142a和142b。头部2302可包含快速连接器，以快速且容易地连接至/断开至/支撑结构框架142a和142b上的支撑件可以成角度地平移。然后，流体返回到代表肺部解剖结构的管道，并最终回到心脏模拟器模块2100中，开始一个新的循环。
102.尽管没有详细描述，但是右心房2116和心室2118可以适于以与针对左心房2112和心室2114所描述的相同的方式起作用，并且具有相同的特征。
103.主体阻力阀48，头部阻力阀50，主体流量计52和头部流量计54可以被容纳在壳体结构中。顺应性调节阀，例如静脉腔排气阀122，静脉腔增压阀124，动脉腔排气阀126和/或动脉腔增压阀128可以存储在壳体结构中。
104.如前所述，可以通过控制单元发出的命令以及对系统内各种结构的调整来改变心房/心室组件产生的突发空气的力、持续时间和频率，来模拟异常的心脏状况的发生。
105.为了允许用x射线对心血管模拟器系统10进行成像，将机电部件放置在硬件组件模块1010中(请参见图1a和1c)，与心脏模拟器模块2100、脉管系统模拟器模块2200和一个或多个更多的外围器官/系统模拟器模块2300隔离。图18和19提供了与图1a和1b所示的心血管模拟器系统10相关联的硬件组件模块1010的说明性示例。硬件组件模块1010可以包括
底壁1012，侧壁1014和1016。移除了侧壁1018和1020以及顶壁1022，见图1a。内部区域部分存储并固定一个或多个硬件组件，包括隔膜泵1024，电阻阀1026、1028和1030，螺线管1032、1034，流量计1036、1038和1040，过滤器1042，储液器1044以及电源和电路板存储单元1046，其存储控制单元电路板和电源。尽管一般性地给硬件组件模块1010的组件赋予了附图标记“1000”，但是所引用的实际组件可以对应于先前描述的组件，但是具有不同的标号。例如，阻力阀1026
‑
1030，螺线管1032
‑
1034或流量计1036
‑
1040可以对应于上述阻力阀、螺线管或流量计中的任何一个。
106.参考图20
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22，提供了气动装置(图20)，液压装置(图21)和电子装置(图22)的示意图作为说明性示例。图中描述的系统提供了一种脉管系统模块，该模块使用三(3)个解剖学流动路径(头部，肠/臂和腿)。此外，还有一条解剖流动路径(下腔静脉)将血流返回至心脏模块。如图20所示，可以通过双泵300，例如双头泵或隔膜泵，在心血管模拟器系统10内提供和驱动压缩空气。可以通过使用螺线管302来控制的泵300提供加压空气以功能性地作用于左心房2112，左心室2114，顺应性腔室18或静脉贮存器(流体贮存器)12。图21示出了流体的流动。液体流体，模拟心血管模拟器系统10中的血液流动。来自静脉贮存器(流体贮存器)12的流体在与身体相关的复制组件(例如右心室2118，右心房2116，左心房)内提供流体流2112和左心室2114通过肺动脉304a，下腔静脉304b和304c到达主动脉306，头部308，臂310和腹部312。流体流动也可以从动脉顺应腔18引导通过顺应性连接件2242进入主动脉306。可通过流量计314控制流体流量，流量计314控制步进电机316或阻力阀318的功能。过滤器320可用于过滤如图22所示，控制板322可以是计算机，也可以是集成电路板，它控制泵300，动脉顺应性腔液位开关，高324a和低324b，以及静脉储液器12的各种功能，例如加热器326，液位开关，高328a和低328b以及热敏电阻330。该单元可由电源332(例如电池或插头334)供电到墙壁。为了防止过热，可以利用一个或多个风扇336。
107.图23a
‑
23d提供了与图1c和1d所示的心血管模拟器系统10相关联的硬件组件模块1010的说明性示例。硬件组件模块1010可以包括底壁1012和侧壁1014，以及硬件组件模块盖1048(见图1c，在图23a
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23c中移除)。内部区域存储和固定一个或多个硬件组件，包括组件托架1050，该组件托架1050容纳或存储一个或多个电阻器1052，一个或多个流量计1054和一个或多个过滤器1056，请参见图23d。内部区域还包括溢流箱/腔室1058，离心泵1060，静脉储液器(流体储液器)12，静脉储液器螺线管1062，电路板存储单元1046，其存储控制单元电路板和电源，动脉顺应性腔室螺线管1064，气动/心脏螺线管1066，止回阀1068，泵1070，用于输送或移动流体的各种管道1072，以及用于连接到延伸到硬件组件模块1010外的管道螺纹1074。在一实施例中，顺应性腔室具有高或低液位传感器，动脉顺应性腔室可以通过管道连接到溢流腔室1058。溢流腔室1058可以包括液位传感器324c。硬件组件模块1010还可以包括：bnc输出连接器1076，用于获取定时至心动周期的ekg触发信号；usb/b输入连接器1078，其用于促进与平板电脑138的直接(有线连接)通信(无线通信机制应诸如此类，如蓝牙，失败)，usb/a输出连接器1080为诸如平板电脑138，电源插头1082，打开/关闭开关1084，紧急停止装置1086和排水管1088等设备充电。静脉储液器(流体储液器)12可以包含盖1090以及压力传感器和流体开关连接控制单元1092(图1c)。
108.图24和25示出了与图1c和1d所示的心血管模拟器系统10相关联的液压系统(图24)和电子设备(图25)的示意图。这些图包含与图21和22中所述相同的组件和相同的功能，
并增加了针对图1c和1d中所示的心血管模拟器系统10所述的功能，包括止回阀1068，泵1060，溢流箱/心房溢流室1058，图24中控制板137的压力传感器以及带有液位开关324c，i/o板333，bnc/ekg1076和图25中的紧急停止装置1086的动脉溢流室1058。
109.图26a和图26b示出了与图1c和1d所示的心血管模拟器系统10相关联的支撑结构142，其中移除了一些部件。支撑结构142包括可调节的外围器官/系统模拟器模块安装件143，其具有细长的主体145，该细长的主体145被构造成将头部2302固定到其上并且以线性运动可滑动地移动以将头部定位在一个或多个位置：处于缩回位置，图26a是处于图26b中所示的位置，或者处于延伸(或部分延伸)位置中的状态。细长主体145可包括与通道149接合的脊147，从而细长主体移入和移出开口。可调节的外围器官/系统模拟器模块安装座143提供了更好的支撑以及对更复杂的主动脉几何形状的更长使用。
110.本说明书中提到的所有专利和出版物均指示了本发明所属领域的技术人员的水平。所有专利和出版物都以相同的程度通过引用并入本文，就如同每个单独的出版物均被明确地和单独地指出通过引用并入一样。
111.应当理解，尽管示出了本发明的某种形式，但是本发明不限于在此描述和示出的特定形式或布置。对于本领域技术人员将显而易见的是，在不脱离本发明的范围的情况下可以进行各种改变，并且本发明不应被认为限于说明书和本文包括的任何附图/图中所示和描述的内容。。
112.本领域技术人员将容易地理解，本发明非常适合于实现目标并获得所提及的目的和优点以及其中固有的目的和优点。本文描述的实施例，方法，过程和技术目前代表优选实施例，意在作为示例，而不意在限制范围。本领域技术人员将想到其中的改变和其他用途，这些改变和其他用途被包含在本发明的精神内并且由所附权利要求的范围限定。尽管已经结合特定的优选实施例描述了本发明，但是应当理解，所要求保护的本发明不应不适当地限制于这样的特定实施例。实际上，对于本领域技术人员显而易见的是，所描述的用于实施本发明的方式的各种修改都在所附权利要求的范围之内。