專利名稱：血泵系統(tǒng)的制作方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明主要涉及血泵系統(tǒng)，更具體地，涉及血泵系統(tǒng)以及相關(guān)操作方法。
背景技術(shù)：
通常，在兩種情況下可使用血泵系統(tǒng)。第一種情況，血泵可以完全替換 不能正常工作的人類心臟，或者，第二種情況，血泵可以在其心臟雖然仍能 工作但搏動(dòng)速率不足的患者中促進(jìn)血液循環(huán)。
例如，通過引用將共同轉(zhuǎn)讓的美國專利No.6,183,412的全部內(nèi)容結(jié)合于 此，該專利公開了一種被商業(yè)上稱為"DeBakey VAD "的心室輔助裝置 (ventricle assist device ) ( VAD )。 VAD㊣是一種微型連續(xù)軸流泵，其被設(shè)計(jì) 為向心臟病患者提供額外的血液流動(dòng)。這種裝置連接在左心室心尖部(apex ) 和大動(dòng)脈之間。
許多著名的血泵系統(tǒng)通常是以開環(huán)方式進(jìn)行控制，其中，設(shè)置了預(yù)先確 定的速度，并且流速根據(jù)血泵兩端的壓力差而變化。血泵自身以閉環(huán)方式控 制，其中，實(shí)際的泵速反饋回電機(jī)控制器，從而將實(shí)際的速度與所期望的預(yù) 定速度進(jìn)行比較，以相應(yīng)地調(diào)整血泵。在其它控制血泵的閉環(huán)方式中，泵速 根據(jù)諸如患者脈沖或血流速度等患者的監(jiān)控參數(shù)而變化。無論血泵是以閉環(huán)還是開環(huán)方式工作，都期望監(jiān)控幾種泵工作參數(shù)，諸 如電壓水平、電流水平、泵速、流速等。然而，為泵系統(tǒng)增加其它測量裝置 會(huì)增加系統(tǒng)的復(fù)雜度，并增加系統(tǒng)的功耗需求。

發(fā)明內(nèi)容
本發(fā)明的示教涉及諸如VAD(心室輔助裝置)系統(tǒng)的血泵系統(tǒng)。泵系統(tǒng) 例如包括可植入的泵以及控制泵的控制器。系統(tǒng)還包括可植入的流量測量裝 置。處理裝置接收諸如泵電壓、泵電流以及泵速等泵參數(shù)的指示?；诒脜?數(shù)確定流速，并將該確定的流速與由流量測量裝置測量得到的實(shí)際流速相比 較。周期性地向流量測量裝置供電以進(jìn)行此比較，然后斷電以節(jié)省功耗?；?于所確定的流速和實(shí)際流速之間的差異來確定流量測量裝置斷電的時(shí)間段。
這樣，根據(jù)本發(fā)明的第一方面，描述了一種血泵系統(tǒng)，其中，血泵系統(tǒng) 包括泵，流量測量裝置，其被配置為測量正在被泵送的液體的流速，以及處 理裝置，其接收泵參數(shù)的指示，該處理裝置被編程為基于泵參數(shù)確定流速， 并且將所確定的流速與測量到的流速進(jìn)行比較。進(jìn)一步根據(jù)本發(fā)明的這一方 面，可以周期性地將所確定的流速與所測量的流速進(jìn)行比較，并且周期性地 對(duì)流量測量裝置斷電。此外，在對(duì)流量測量裝置周期性斷電的情況下，響應(yīng) 于流速和測量的流速之間的差異確定裝置被斷電的時(shí)間段。進(jìn)一步根據(jù)本公 開的第一方面，泵參數(shù)可選自泵電壓、泵電流和泵速以及這些參數(shù)的組合， 并且處理器訪問查詢表或使用多項(xiàng)式模型或類似這樣的系統(tǒng)確定流速，當(dāng) 然，此處理器也可以基于這些泵參數(shù)直接計(jì)算流速。
根據(jù)本發(fā)明的第二個(gè)方面，描述了一種操作血泵系統(tǒng)的方法，其中，此 方法包括對(duì)血泵參數(shù)進(jìn)行采樣，測量正在纟支泵送的液體的流速，基于泵參數(shù) 確定流速，以及將所確定的流速與所測量的流速進(jìn)行比較。進(jìn)一步根據(jù)本發(fā) 明的此方面，周期性地將所確定的流速與所測量的流速進(jìn)行比較，并且周期 性地對(duì)流量測量裝置斷電。此外，在對(duì)流量測量裝置周期性斷電的情況下， 響應(yīng)于流速和測量流速之間的差異來確定對(duì)裝置斷電的時(shí)間段。進(jìn)一步根據(jù) 本發(fā)明的第一方面，泵參數(shù)選自泵電壓、泵電流和泵速以及這些參數(shù)的組合， 并且處理器訪問查詢表或使用多項(xiàng)式模型或類似這樣的系統(tǒng)確定流速，當(dāng) 然，此處理器也可以基于這些泵參數(shù)直接計(jì)算流速。


以下附圖作為本說明書的一部分被包含進(jìn)來，以進(jìn)一步展示本發(fā)明的一 些部分。通過參考這些附圖中的一個(gè)或多個(gè)，并結(jié)合此處呈現(xiàn)的具體實(shí)施例 的詳細(xì)描述，可以更好地理解本發(fā)明。
圖1示意性闡釋根據(jù)本發(fā)明示教的可植入泵系統(tǒng)的各個(gè)部件； 圖2闡釋根據(jù)本發(fā)明示教的范例可植入泵的剖視圖； 圖3的框圖闡釋根據(jù)本發(fā)明示教的控制器模塊的各個(gè)方面； 圖4示出了多維數(shù)據(jù)表，此表關(guān)聯(lián)了泵流量、泵速度以及泵功率； 圖5的框圖概念性地闡釋根據(jù)本發(fā)明示教的流速率確定系統(tǒng)； 圖6的框圖示出了根據(jù)本發(fā)明示教的流動(dòng)計(jì)算處理。 盡管此處披露的發(fā)明可以有各種修改和替換形式，但是，附圖中僅以實(shí) 例方式示出了少量具體實(shí)施例，并對(duì)它們進(jìn)行詳細(xì)描述。這些具體實(shí)施例的
度或范圍。相反，提供這些附圖和詳細(xì)書面描述是為了向本領(lǐng)域普通技術(shù)人 員闡釋發(fā)明概念，以便他們能夠?qū)崿F(xiàn)并使用這些發(fā)明概念。
具體實(shí)施例方式
以上描述的圖以及以下對(duì)具體結(jié)構(gòu)和功能的書面描述不是為了限制申
請人發(fā)明的范圍或所附權(quán)利要求的范圍。相反，提供這些圖和書面描述是為 了將本專利試圖保護(hù)的發(fā)明教授給本領(lǐng)域普通技術(shù)人員，以便他們能夠?qū)崿F(xiàn)
并使用本發(fā)明。本領(lǐng)域技術(shù)人員可以理解，為了簡潔和便于理解，此處并沒 有描述或示出本發(fā)明的商用實(shí)施例的全部特征。本領(lǐng)域技術(shù)人員也將能夠理 解，開發(fā)一個(gè)集成本發(fā)明各方面的實(shí)際商用實(shí)施例將需要各種依賴于具體實(shí) 現(xiàn)的決策，以實(shí)現(xiàn)開發(fā)者對(duì)于商用實(shí)施例的最終目標(biāo)。這樣的依賴于具體實(shí) 施的決策可以包括并且不限于與系統(tǒng)相關(guān)、業(yè)務(wù)相關(guān)、政府相關(guān)以及其它限 制相符合，這將隨具體實(shí)施方式
、位置以及時(shí)間而改變。盡管從絕對(duì)意義上 來看，開發(fā)者可能要付出復(fù)雜的、很費(fèi)時(shí)間的努力，然而，這些努力是受益 于本說明的本領(lǐng)域技術(shù)人員所進(jìn)行的例行工作。必須理解的是，此處披露和 教授的發(fā)明可以有各種修改和替換形式。最后，對(duì)于諸如"一個(gè)"，但不限 于此的單數(shù)形式術(shù)語的使用并不意味著對(duì)于項(xiàng)目數(shù)量的限制。并且，為便于 書面描述的簡潔，在圖表的具體引用中使用了諸如"頂部"、"底部"、"左
6邊"、"右邊"、"上方"、"下方"、"下"、"上"、"側(cè)邊"等方位術(shù)語，但不限
以下將參考方法的框圖和/或操作性闡釋圖來描述本發(fā)明的具體實(shí)施例。 可以理解，可以用模擬和/或數(shù)字硬件，以及/或者計(jì)算機(jī)程序指令實(shí)現(xiàn)框圖 和/或操作闡釋圖中的各個(gè)框，以及框圖和/或操作闡釋圖中的框組合?？梢?br> 向通用計(jì)算機(jī)、特定用途的計(jì)算機(jī)、ASIC以及/或者其它可編程數(shù)據(jù)處理系 統(tǒng)的處理器提供這樣的計(jì)算機(jī)程序指令。所執(zhí)行的指令可以生成結(jié)構(gòu)和函 數(shù)，以實(shí)現(xiàn)框圖和/或操作闡釋圖中指定的動(dòng)作。在一些其它的實(shí)施例中，圖 中注解的函數(shù)/動(dòng)作/結(jié)構(gòu)可以不按照框圖和/或操作闡釋圖中標(biāo)注的順序出 現(xiàn)。例如，示出的兩個(gè)操作是順序發(fā)生的，實(shí)際上，也可以同時(shí)執(zhí)行，或者 以相反的順序執(zhí)行，這取決于所涉及的功能/動(dòng)作/結(jié)構(gòu)。
可以用面向?qū)ο蟮木幊陶Z言、傳統(tǒng)的過程式編程語言，或者i者如匯編語 言和/或微代碼等低層代碼編寫此處公開的實(shí)施例所使用的計(jì)算機(jī)程序。作為 單獨(dú)的軟件包或者作為另一個(gè)軟件包的一部分，程序可以完全在單個(gè)處理器 上和/或在多個(gè)處理器上執(zhí)行。
概括而言，申請人建立了血泵系統(tǒng)以及操作這樣的血泵系統(tǒng)的方法，其 中，所述系統(tǒng)可以被編程為基于泵參數(shù)和所測量的流速以確定流速，其中， 可以利用這些已確定的流速來控制裝置的功率使用。
回到附圖，圖1示出了根據(jù)本發(fā)明的示教的范例血泵系統(tǒng)。所示出的系 統(tǒng)是諸如美國專利No.6,183,412中4皮露的心室輔助裝置(VAD)系統(tǒng)10，其 被共同轉(zhuǎn)讓，并通過引用將其全部內(nèi)容結(jié)合于此。VAD系統(tǒng)10包括設(shè)計(jì)為 植入人體的部件以及人體外部的部件。可植入的部件包括旋轉(zhuǎn)泵12和流量 傳感器14。外部部件包括便攜式控制器模塊16、臨床數(shù)據(jù)獲取系統(tǒng)(CDAS) 18，以及患者家庭支持系統(tǒng)(PHSS) 20。植入的部件經(jīng)由穿過皮膚的電纜 22連接到控制器模塊16。
VAD系統(tǒng)10可以結(jié)合有可植入的連續(xù)血流泵(flow blood pump )，諸如 美國專利No.5，527,159或者美國專利No.5，947，892中4皮露的軸式流泵(flow pump)的各種實(shí)施例，通過引用將它們?nèi)拷Y(jié)合于此。圖2中闡釋了一種適 用于本發(fā)明實(shí)施例的血泵的例子。示例性的泵12包括泵外殼32、擴(kuò)壓器 (diffbser) 34、整流器(flow straightener) 36，以及無刷DC電機(jī)38,此電 機(jī)包括定子40和轉(zhuǎn)子42。外殼32包括具有從其通過的血流路徑46的流管定子40連接到泵外殼32,優(yōu)選地，其位于流管44的外部，并且具有定 子勵(lì)磁線圈52，以產(chǎn)生定子磁場。在一種實(shí)施例中，定子40包括三個(gè)定子 線圈，它們以三相方式"Y，，形或"三角(Delta)"形纏繞。轉(zhuǎn)子42位于流 管44內(nèi)部，響應(yīng)于定子》茲場旋轉(zhuǎn)，并包括電感器58和葉輪60。將激勵(lì)電流 作用于定子線圏52,產(chǎn)生旋轉(zhuǎn)磁場。將多個(gè)磁體62連接到轉(zhuǎn)子42。磁體62 并且從而轉(zhuǎn)子42跟隨旋轉(zhuǎn)磁場產(chǎn)生旋轉(zhuǎn)動(dòng)作。
圖3概念性地示出了示例性泵系統(tǒng)10的其它方面。更具體地，示出了 控制器模塊16以及泵12的一些部分?？刂破髂K16包括諸如微控制器80 的處理器，在本發(fā)明的一種實(shí)施例中，其為微芯片技術(shù)有限公司(Microchip Technology, Inc.)(亞利桑那州錢德勒(Chandler, Arizona ))制造的PIC16C77 型的微控制器。微控制器80包括多通道模數(shù)(A7D)轉(zhuǎn)換器，此轉(zhuǎn)換器從電 機(jī)控制器84接收電機(jī)參數(shù)的指示。從而，控制器模塊16可以監(jiān)控諸如瞬時(shí) 電機(jī)電流、電機(jī)電流的AC分量以及電機(jī)速度等參數(shù)。
在本發(fā)明的示例性實(shí)施例中，電機(jī)控制器84包括Micro Linear ML4425 電機(jī)控制器(可從加利福尼亞州圣何塞的Micro Linear公司獲得)。本發(fā)明 的無刷DC電機(jī)38的操作要求電流以合適的順序作用于定子線圈52，從而 生成旋轉(zhuǎn)場。在任一時(shí)刻都有電流施加于兩個(gè)定子線圈52，并且通過順序地 開、關(guān)施加于各個(gè)定子線圈52的電流來產(chǎn)生旋轉(zhuǎn)^磁場。在本發(fā)明一種實(shí)施 例中，電機(jī)控制器84從電機(jī)線圈52感應(yīng)反電動(dòng)勢(EMF)電壓，以利用鎖 相環(huán)(PLL) 4支術(shù)確定適當(dāng)?shù)膿Q向(commutation)相位序列。 一旦i者如定子 線圈52的電導(dǎo)體被由諸如無刷DC電機(jī)38的磁體62產(chǎn)生的移動(dòng)磁力線切 割，則得到感應(yīng)電壓。電壓將隨轉(zhuǎn)子速度42增加而增加。由于在任一時(shí)刻 僅有兩個(gè)電機(jī)線圈52被激活，可以獲得三個(gè)定子線圈52中的一個(gè)線圈中的 感應(yīng)電壓，從而確定轉(zhuǎn)子42的位置。
另一種方法也可以檢測轉(zhuǎn)子42相對(duì)于定子40的位置，從而提供適當(dāng)?shù)?定子線圈52激勵(lì)電流序列，此方法可使用諸如霍爾(Hall)效應(yīng)傳感器或者 磁通閘門傳感器(fluxgate sensor)等位置傳感器。利用具有轉(zhuǎn)子位置傳感器 的電機(jī)而不是無傳感器的電才/L實(shí)現(xiàn)本發(fā)明的各方面，對(duì)于受益于本發(fā)明的本 領(lǐng)域技術(shù)人員來說是例行工作。然而，增加諸如霍爾效應(yīng)傳感器等其它部件 需要額外的空間，這在任何植入式裝置應(yīng)用中受到限制。此外，使用位置檢測裝置也增加了系統(tǒng)失效的來源。
實(shí)際的泵速度被確定，并^L^饋給控制器模塊16，此模塊將實(shí)際的速度 與所期望的預(yù)確定速度相比較，并相應(yīng)地調(diào)整泵12。才艮據(jù)本發(fā)明一些實(shí)施例， 可以以閉環(huán)方式控制泵12,其中，所期望的泵速隨著休眠、正常活動(dòng)或者高 能量運(yùn)轉(zhuǎn)等各種不同情況而改變。
圖3所示的實(shí)施例進(jìn)一步包括集成的流量計(jì)124。在泵12的下游植入至 少一個(gè)流量傳感器14。或者，將流量傳感器14與泵12集成在一起。流量計(jì) 124連接在植入的流量傳感器14和微控制器80之間。流量計(jì)124從流量傳 感器14接收數(shù)據(jù)，并向微控制器80輸出流速數(shù)據(jù)，使得系統(tǒng)可以監(jiān)控瞬時(shí) 流速。
可以使用流量傳感器14和流量計(jì)124連續(xù)測量實(shí)時(shí)血液流速，提供真 實(shí)的經(jīng)過校準(zhǔn)的獨(dú)立血液流量計(jì)量，同時(shí)僅耗費(fèi)0.5瓦特。然而，可以通過 直接源自內(nèi)部泵信號(hào)獲得流量來實(shí)現(xiàn)功耗降低。此處描述的獲取血液流速的 算法可以獨(dú)立工作，也可以與已有的實(shí)時(shí)流量計(jì)124 —起工作。
將包含流量與功率和速度信息關(guān)系的主數(shù)據(jù)表以多維矩陣的形式存儲(chǔ) 在微控制器80的存儲(chǔ)器中。圖4示出了這樣的數(shù)據(jù)表的例子。微控制器80 被編程從而對(duì)泵模擬電壓、電流和速度信號(hào)采樣并且通過查找主數(shù)據(jù)表，輸 出對(duì)應(yīng)的流量值，以便于顯示和實(shí)現(xiàn)泵控制目標(biāo)。
周期性對(duì)實(shí)時(shí)流量計(jì)124供電，并將其輸出與所獲取的數(shù)值進(jìn)行比較。 控制實(shí)時(shí)流量計(jì)124所用的工作周期(duty cycle )與實(shí)際測量的流量和所獲 取的流量數(shù)值之間的差異成比例，并且，它們越接近，對(duì)流量計(jì)124的供電 次數(shù)就越少。此外，存儲(chǔ)了副數(shù)據(jù)表，其包含實(shí)際流量、所獲取的流量、電 壓、電流，以及速度信息，并被用于證明算法在其使用期間運(yùn)行正確。也可 以使用來源于多位患者的副數(shù)據(jù)表的匯合(compilation)來進(jìn)一步優(yōu)化主數(shù) 據(jù)表。盡管這個(gè)特別的方面闡述了通過處理器使用查找表來確定流速，然而， 也可以使用其它合適的測量方法，諸如多項(xiàng)式模型系統(tǒng)以及其它已知的、適 用的查找表替換方式。
將實(shí)時(shí)流量計(jì)124的工作周期控制與流量估計(jì)算法一起應(yīng)用能得到一個(gè) 系統(tǒng)，此系統(tǒng)能夠連續(xù)可靠地輸出準(zhǔn)確的流量信息，同時(shí)，其功耗少于流量 計(jì)本身功耗的1/10。這種混合方法進(jìn)一步允許以安全可控的方式測試算法， 并且可將功沖毛降低多于一個(gè)數(shù)量級(jí)(more than a magnitude )，同時(shí)，還能夠保持已有的實(shí)時(shí)流量計(jì)124的精度。
圖5的框圖利用泵內(nèi)部電壓、電流和速度信號(hào)，以及流量計(jì)124，概念 性地闡釋了流速確定系統(tǒng)200。系統(tǒng)200包括多通道模擬-數(shù)字轉(zhuǎn)換器(ADC) 210,其對(duì)內(nèi)部泵信號(hào)212進(jìn)行采樣；單通道數(shù)字-模擬轉(zhuǎn)換器(DAC) 214, 其將所獲取的流量值輸出為與流速成比例的電壓，精確電壓參考(VREF) 216，其供ADC 210和DAC 214兩者使用，以及微控制器80,其協(xié)調(diào)必要 的數(shù)據(jù)獲取、定時(shí)，以及離散數(shù)字I/O (輸入/輸出)動(dòng)作?？梢岳玫凸?可編程只讀存儲(chǔ)器(PROM)、現(xiàn)場可編程門陣列(FPGA)、復(fù)雜可編程邏 輯器件(CPLD),或者其它合適的器件實(shí)現(xiàn)微控制器80的功能。
泵功率是泵電壓和電流的乘積。因此，如果系統(tǒng)首先通過計(jì)算采樣得到 的泵電壓和電流信號(hào)的乘積獲得泵功率，那么多維矩陣的復(fù)雜度可以減少一 個(gè)維度。如上討論，從主數(shù)據(jù)表220中提取所獲得的流量值，諸如圖4所示 的表，此主數(shù)據(jù)表包含多維矩陣，而多維矩陣裝滿了泵流量對(duì)泵電壓、泵電 流以及泵速度數(shù)據(jù)值。采樣的數(shù)值作為表格的指針(pointer )。在示例性的 系統(tǒng)中，此多維矩陣裝滿了線性(均勻)分布的泵流量與泵電壓、泵電流以 及泵速度數(shù)據(jù)值之間的關(guān)聯(lián)。在另一種具體實(shí)現(xiàn)中，多維矩陣表示出非線性 (不均勻)分布的泵流量與泵電壓、泵電流以及泵速度數(shù)據(jù)值之間的關(guān)聯(lián)， 從而在流量相對(duì)于電壓、電流，以及/或者速度有較大變化的區(qū)域中提供較高 的解析度和精度。此系統(tǒng)可以在已編程的數(shù)據(jù)點(diǎn)之間的區(qū)域中插入數(shù)據(jù)。進(jìn) 一步，可以作為系統(tǒng)正在工作的泵特征曲線的函數(shù)來選擇所使用的插值類 氛
或者，可以利用公式直接計(jì)算所獲得的流量值，此公式作為泵功率和速 度的函數(shù)來確定所獲得的流量
derived—flow=f(pump_power，pump—speed).
此方法潛在地提供了更高的精確度，并且提供了更大的計(jì)算復(fù)雜度和更 多的功耗。更具體地，優(yōu)點(diǎn)還包括增加的系統(tǒng)可靠性、降低的部件數(shù)量，降 低的功耗，降低的熱耗散，通過表皮的系繩內(nèi)部減少的導(dǎo)體數(shù)量(周長)， 減少的VAD接口連接器尺寸，減少的成本，減小的控制器尺寸/體積，以及 減少的植入患者體內(nèi)的硬件數(shù)量。
.例如， 一種直接獲取流量的方法使用三個(gè)方程從泵電機(jī)工作特性獲得流 速信息。以下描述的方程基于對(duì)經(jīng)驗(yàn)性泵電機(jī)數(shù)據(jù)(如，特性曲線)進(jìn)行的幾種多重回歸分析，其中，泵電機(jī)數(shù)據(jù)具體包括各種流速與泵電機(jī)速度、功 率(電壓和電流的乘積)，以及壓力差的關(guān)系。
示例性的泵系統(tǒng)電機(jī)的特征性能曲線內(nèi)部的非線性表示血液流速不是 泵電機(jī)速度、電機(jī)電壓以及電機(jī)電流的直接函數(shù)。這樣，對(duì)于給定的速度和 功率(電才幾電壓和電流的乘積)，可以存在多個(gè)流速。然而，相應(yīng)的泵電才幾 速度、功率，以及壓力差具有唯一的流速。泵系統(tǒng)測量電機(jī)電壓、電機(jī)電流 以及電機(jī)速度，但不測量泵兩端的壓力差。不巧的是，這不是能方便地測量
的參數(shù)，并且需要其它電子電路、軟件以及安裝在VAD泵電機(jī)的入口和出 口側(cè)的壓力變換器。這些壓力變換器和它們相關(guān)的硬件和軟件將增加系統(tǒng)的 整體復(fù)雜度。
因此，需要首先乂人電機(jī)電壓、電流和速度計(jì)算壓力差。然后，將計(jì)算得 到的壓力差數(shù)值與電^/L電壓、電流和速度重新組合，計(jì)算流速的唯一數(shù)值。 此數(shù)學(xué)推導(dǎo)包含三個(gè)方程，如下所示
計(jì)算作為電壓和電流的函^t的電才幾功率
Power(t)=f(Voltage(t),Current(t)).
計(jì)算作為功率和速度的函數(shù)的壓力差 DifferentialPressure(t)=f(Power(t)，Speed(t)). 計(jì)算作為功率、速度以及壓力差的函數(shù)的流速
Flow(t)=f(Power(t),Speed(t)，DifferentialPressure(t)).
圖6的框圖闡釋了流量計(jì)算處理。此系統(tǒng)必須首先采樣電機(jī)電壓、電機(jī) 電流以及電機(jī)速度。然后必須將電機(jī)電壓和電機(jī)電流相乘，以計(jì)算瞬時(shí)電機(jī) 功率。接著，結(jié)合泵電機(jī)速度和計(jì)算得到的瞬時(shí)電機(jī)功率，以利用DP(t)的 方程(兩個(gè)獨(dú)立變量功率和速度)計(jì)算壓力差。再結(jié)合壓力差的計(jì)算值和 電機(jī)電壓、電機(jī)電流以及電機(jī)速度的相應(yīng)值，以利用Flow(t)的方程(三個(gè)獨(dú) 立變量；功率，速度，以及壓力差)計(jì)算流速。
功率和壓力差的方程可以分別用于代入流量方程中的各個(gè)獨(dú)立變量。這 將最終得到作為功率和速度的函數(shù)的單個(gè)流量方程。在示例性實(shí)施例中，通 過對(duì)經(jīng)驗(yàn)性的試管內(nèi)泵性能數(shù)據(jù)應(yīng)用多重回歸技術(shù)得到Flow(t)和DP(t)的方 程。利用MicroMed流量環(huán)(Flow Loop )(得克薩斯州l木斯敦的麥克羅美德 技術(shù)公司(MicroMed Technologies, Inc ))和相關(guān)電子測量設(shè)備獲得約500個(gè) 試管內(nèi)數(shù)據(jù)點(diǎn)。泵電才兒電壓、電流、入口/出口壓力差和流速凈皮測量并#1記錄
ii(log )。以500 RPM為刻度，在一千(1000 ) RPM和一萬兩千五百(12,500 ) RPM之間獲取數(shù)據(jù)。Flow(t)的方程基于三個(gè)獨(dú)立變量(功率、速度和壓力 差)的使用，而DP(t)的方程基于兩個(gè)獨(dú)立變量(功率和速度)的使用。
通過首先生成簡單的回歸方程(y=a+b*Xl+c*X2+d*X3 ),估算其相關(guān) 矩陣，然后進(jìn)一步提煉方程來得到用于Flow(t)的方程。對(duì)此進(jìn)行重復(fù)，從而 實(shí)現(xiàn)更好的適配。生成和估算了約50個(gè)方程，且最佳適配的多重確定的系 數(shù)為R2=0.9910,多重確定的調(diào)整后系數(shù)為Ra2=0.9903。此"最佳適配，，方 程在數(shù)據(jù)集內(nèi)的99.1%的變化(variation)上具有高確定性解釋。
以同樣的迭代方式進(jìn)行第二次回歸分析，具體生成用于DP(t)的方程。 生成和估算了約四百個(gè)方程，且最佳適配方程的多重確定的系數(shù)為 R2=0.9334,經(jīng)過多次確定的調(diào)整后系數(shù)為Ra2=0.9303。此"最佳適配，，方程 在數(shù)據(jù)集內(nèi)的93.0%的變化上具有高確定性解釋。
用于功率的方程準(zhǔn)確率是100%(R2=1.000),因?yàn)椋请姍C(jī)電壓和電流 的簡單乘積。整個(gè)模型的準(zhǔn)確率是各個(gè)方程的多重確定的系數(shù)RP。wer2=l .000， RFlow2=0.9910，以及Rdp^0.9334的乘積。結(jié)果為RT。tal2=0.9250,因此，整個(gè) 模型解決(account for) 了在數(shù)據(jù)集上的92.5%的變化。
進(jìn)行第三次回歸分析，進(jìn)一步證明需要使用中間的DP(t)計(jì)算。第三次 回歸分析將流量方程的具體生成為功率和速度的函數(shù)。生成和估算了約400 個(gè)方程，且最佳適配方程中多重確定的系數(shù)為R2=0.8244,多重確定的調(diào)整 后系數(shù)為Ra2=0.8162。整個(gè)模型的準(zhǔn)確率是各個(gè)方程的多重確定的系數(shù) Rp。，^1.000和Rf,。w^0.8244的乘積。結(jié)果為RT。tal2=0.8244,因此，整個(gè)模 型解決了在數(shù)據(jù)集上的82.44%的變化，準(zhǔn)確率比使用中間DP(t)計(jì)算的模型 低10個(gè)百分點(diǎn)。
可以以軟件和/或硬件實(shí)現(xiàn)此數(shù)學(xué)推導(dǎo)。軟件實(shí)現(xiàn)包括使用已有的微控制 器84,其它單獨(dú)的微控制器，數(shù)字信號(hào)處理器(DSP)。硬件實(shí)現(xiàn)可包括， 例如，現(xiàn)場可編程門陣列(FPGA)，復(fù)雜可編程邏輯器件(CPLD)，或者專 用集成電路(ASIC)。
如上所述，將所得到的流量數(shù)值周期性地與利用專用的實(shí)時(shí)流量計(jì)124 和傳感器14測量的實(shí)際流量數(shù)值相比較，利用實(shí)際的和計(jì)算得到的流速值 之間的差異作為專用實(shí)時(shí)流量探測和流量計(jì)的工作周期控制的基礎(chǔ)。實(shí)際的 和所獲取的流量數(shù)值之間的小差異將允許實(shí)時(shí)流量計(jì)在較長時(shí)間期內(nèi)保持
12不供電狀態(tài)，以節(jié)省寶貴的系統(tǒng)功率，相反，大的差異將迫使實(shí)時(shí)流量計(jì)更 經(jīng)常地被供電。并且，實(shí)際的和所獲得的流量數(shù)值之間差異的幅度可以用來 指示到所述泵和來自所述泵的流動(dòng)路徑中存在的流量限制、異常，或者擾動(dòng)。
圖5所示的范例系統(tǒng)200還包含其它可編程的非易失性存儲(chǔ)器(例如， EEPROM, FLASH等)，用于存儲(chǔ)副多維數(shù)據(jù)矩陣222。使用此存儲(chǔ)器在實(shí) 時(shí)的實(shí)際泵流中獲得所得到的流量、泵速，以及泵功率數(shù)據(jù)，用于歸檔和后 處理。此副多維數(shù)據(jù)矩陣222還進(jìn)一步用于將來對(duì)主多維矩陣或者已經(jīng)直接 實(shí)現(xiàn)的已獲得的流量方程進(jìn)行提煉和優(yōu)化。
在更進(jìn)一步的實(shí)施例中，將實(shí)際的泵功率與所得到的泵功率相比較。實(shí) 際的泵功率是泵電壓和泵電流的乘積，而所得到的泵功率是基于泵流量和速 度獲得的。可從主數(shù)據(jù)表中提取所獲得的功率值，此主數(shù)據(jù)表包含多維矩陣， 而這個(gè)多維矩陣表示出泵流量與泵速度數(shù)據(jù)值的關(guān)聯(lián)，其中，流量和速度的
已采樣數(shù)值作為表格的指針。此多維矩陣表示出線性(均勻)分布的泵流量 與泵速度數(shù)據(jù)值之間的關(guān)聯(lián)，或者，表示出非線性(不均勻)分布的泵流量 與速度數(shù)據(jù)值之間的關(guān)聯(lián)，從而在功率相對(duì)于流量以A/或者速度有較大變化 的區(qū)域中提供較高的解析度和準(zhǔn)確度。此系統(tǒng)可以在已編程的數(shù)據(jù)點(diǎn)之間的 區(qū)域中插入數(shù)據(jù)，并且，所使用的插值類型可以被選擇為系統(tǒng)正在工作的泵 特征曲線的函^:。
可以將所得到的功率數(shù)值周期性地與實(shí)際的功率數(shù)值相比較，利用實(shí)際 的和計(jì)算得到的功率值之間的差異作為專用實(shí)時(shí)流量傳感器14和流量計(jì)
124的工作周期控制的基礎(chǔ)。實(shí)際的和所獲取的功率數(shù)值之間的小差異將允 許實(shí)時(shí)流量計(jì)12 4在較長時(shí)間期內(nèi)保持不供電狀態(tài)，以節(jié)省寶貴的系統(tǒng)功率， 相反，大的差異將迫使實(shí)時(shí)流量計(jì)124更經(jīng)常地被供電。更進(jìn)一步地，實(shí)際 的和所獲得的功率數(shù)值之間差異的幅度可以用來指示與泵之間的來往流動(dòng) 路徑中存在的流量限制、異常，或者擾動(dòng)。
已經(jīng)在優(yōu)選的或者其它實(shí)施例的上下文中描述了本發(fā)明，但是，并沒有 描述本發(fā)明的所有實(shí)施例。本領(lǐng)域普通技術(shù)人員可以4艮容易地得到所描述實(shí) 施例的明顯的修改和替換例。披露的或未披露的實(shí)施例都不是為了限制申請 人構(gòu)想的發(fā)明的范圍或可應(yīng)用性，而是與專利法保持一致，申請人希望對(duì)完 全屬于所附權(quán)利要求范圍內(nèi)的所有這些修改和改進(jìn)都予以保護(hù)。
權(quán)利要求
1.一種血泵系統(tǒng)，包括泵；流量測量裝置，被配置為測量正在被泵送的流體的流速；以及處理裝置，接收泵參數(shù)的指示，所述處理裝置被編程為基于所述泵參數(shù)以確定流速，并且將所確定的流速與測量到的流速進(jìn)行比較。
2. 如權(quán)利要求1所述的血泵系統(tǒng)，其中，周期性地將所確定的流速與所 測量的流速進(jìn)行比較。
3. 如權(quán)利要求1所述的血泵系統(tǒng)，其中，周期性地對(duì)所述流量測量裝置 斷電。
4. 如權(quán)利要求3所述的血泵系統(tǒng)，其中，響應(yīng)于所確定的流速和所測量 的流速之間的差異來確定所述流量測量裝置被斷電的時(shí)間段。
5. 如權(quán)利要求1所述的血泵系統(tǒng)，其中，所述泵參數(shù)選自泵電壓、泵電 流和泵速。
6. 如權(quán)利要求1所述的血泵系統(tǒng)，其中，所述處理裝置訪問查詢表以確 定流速。
7. 如權(quán)利要求1所述的血泵系統(tǒng)，其中，所述處理裝置使用多項(xiàng)式模型 以確定流速。
8. 如權(quán)利要求1所述的血泵系統(tǒng)，其中，所述處理裝置基于泵參數(shù)直接 計(jì)算流速。
9. 一種操作血泵系統(tǒng)的方法，所述方法包括 對(duì)血泵的參數(shù)進(jìn)行采樣；測量正在^皮泵送的流體的流速；基于泵參數(shù)確定流速；以及將所確定的流速與所測量的流速進(jìn)行比較。
10. 如權(quán)利要求9所述的方法，其中，周期性地將所確定的流速與所測 量的流速進(jìn)行比較。
11. 如權(quán)利要求9所述的方法，其中，由流量測量裝置測量流速，并且 所述方法進(jìn)一步包括周期性地對(duì)所述流量測量裝置斷電。
12. 如權(quán)利要求11所述的方法，其中，響應(yīng)于所確定的流速和所測量的 流速之間的差異來確定所述流量測量裝置被斷電的時(shí)間段。
13. 如權(quán)利要求9所述的方法，其中，所述泵參數(shù)選自泵電壓、泵電流 和泵速。
14. 如權(quán)利要求9所述的方法，其中，確定流速包括訪問查詢表。
15. 如權(quán)利要求9所述的方法，其中，確定流速包括使用多項(xiàng)式模型以 確定流速。
16. 如權(quán)利要求9所述的方法，其中，確定流速包括基于泵參數(shù)直接計(jì) 算流速。
全文摘要
描述了一種血泵系統(tǒng)，以及使用和操作這種血泵系統(tǒng)的方法，其中，血泵系統(tǒng)包括可植入的泵和可植入的流量測量裝置。處理裝置接收諸如泵電壓、泵電流和泵速等一些泵參數(shù)的指示?；诒脜?shù)確定流速，并將所確定的流速與流量測量裝置測量得到的實(shí)際流速進(jìn)行比較。在一些實(shí)施例中，周期性地向流量測量裝置供電以進(jìn)行該比較，然后斷電以節(jié)省功耗。基于所確定的流速和實(shí)際流速之間的差異來確定流量測量裝置被斷電的時(shí)間段。
文檔編號(hào)A61M1/12GK101678160SQ200880019139
公開日2010年3月24日 申請日期2008年4月7日 優(yōu)先權(quán)日2007年4月5日
發(fā)明者吉諾·F·莫雷洛 申請人:麥克羅美德技術(shù)公司