專利名稱：用于連續(xù)流動全人工心臟的生理性控制的方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明一般涉及人工心臟，并且更特別地涉及控制它的方法。
背景技術(shù)：
心臟移植是用于具有晚期心力衰竭的病人的措施，晚期心力衰竭是過早死亡的最主要的原因。由于無法利用捐贈心臟，所以開發(fā)并逐漸開始使用機電血泵系統(tǒng)。這些設(shè)備能夠提供到移植的過渡、到康復的過渡，或者作為對未接受捐贈心臟的病人的永久治療。大多數(shù)這種病人將使用心室輔助設(shè)備(“VAD”)治療，其分別從左心室或右心室抽取血液并排放到主動脈或肺動脈。一些病人需要全人工心臟(TAH)作為到移植的過渡，或是作為永久的治療。一種已知類型的TAH是連續(xù)流動全人工心臟(CFTAH)，其包括位于一個轉(zhuǎn)子上的兩個離心泵，該轉(zhuǎn)子支撐在液體動壓軸承上并由單個電動機驅(qū)動。CFTAH替代了心臟的心室，并且將血液流輸送到病人的體(左)循環(huán)和肺(右)循環(huán)。這種CFTAH的實例在美國專利申請公開2007/0253842中得到描述。然而這種類型的CFTAH可能要在外部控制下運行，因此需要優(yōu)選使用最小數(shù)量的傳感器的生理性控制。

發(fā)明內(nèi)容
這種需要通過本發(fā)明得到了解決，本發(fā)明提供了一種用于人工心臟的生理性控制的系統(tǒng)和方法。依照本發(fā)明的一個方面，提供了一種控制泵的方法，該泵包括耦接到轉(zhuǎn)子的電動機，該轉(zhuǎn)子在其相對的端部處承載了第一和第二葉輪。該方法包括(a)使用電動機驅(qū)動轉(zhuǎn)子，以便使流體從第一葉輪通過第一流體線路、第二葉輪、第二流體線路、以及返回到第一葉輪來進行循環(huán)；(b)基于第一電動機參數(shù)來確定第一流體線路的阻力；(c)基于第二電動機參數(shù)來確定通過第一流體線路的流率；以及(d)改變泵的至少一個運行參數(shù)，以便保持第一流體線路的流率和阻力之間的預定關(guān)系。依照本發(fā)明的另一方面，人工心臟系統(tǒng)包括(a)人工心臟，其包括了耦接到轉(zhuǎn)子的電動機，該轉(zhuǎn)子在其相對的端部處承載了第一和第二葉輪，其中(i)第一葉輪與病人的體血管系統(tǒng)連通；并且(ii)第二葉輪與病人的肺血管系統(tǒng)連通；(b)電源；以及(C)耦接到電源和泵的控制器，該控制器編程為(i)使用電動機驅(qū)動轉(zhuǎn)子，以便沿著從第一葉輪通過肺血管系統(tǒng)、第二葉輪、體血管系統(tǒng)、以及返回到第一葉輪的線路來泵送血液；(ii)基于第一電動機參數(shù)來確定體血管系統(tǒng)的阻力；(iii)基于第二電動機參數(shù)來確定通過體血管系統(tǒng)的流率；以及(iii)改變?nèi)斯ば呐K的至少一個運行參數(shù)，以便保持體血管系統(tǒng)的體流量和阻力之間的預定關(guān)系。依照本發(fā)明的又一方面，提供了一種控制泵的方法，該泵包括了耦接到轉(zhuǎn)子的電動機，該轉(zhuǎn)子在其相對的端部處承載了第一和第二葉輪。該方法包括(a)使用電動機驅(qū)動轉(zhuǎn)子，以便從第一葉輪通過第一流體線路、第二葉輪、第二流體線路、以及返回到第一葉輪來循環(huán)流體；(b)調(diào)制轉(zhuǎn)子的速度以產(chǎn)生脈動的流動；(c)監(jiān)測指示了抽吸或摩擦的電動機參數(shù)；以及(d)響應(yīng)于抽吸或摩擦的指示，減小電動機峰值速度。


參考以下結(jié)合了附圖的描述可以最佳地理解本發(fā)明，附圖中圖1是依照本發(fā)明的一個方面構(gòu)造的人工心臟和控制系統(tǒng)的剖視圖；圖2是耦接到循環(huán)系統(tǒng)的圖1的泵的示意性框圖；圖3是顯示了目標運行特性的圖表；圖4是顯示了依照本發(fā)明的一個方面控制泵的方法的框圖；圖5是顯示了相對于第一測量的電動機功率特性而繪出的所觀察到的體循環(huán)血管阻力值的圖表；圖6是顯示了相對于第二測量的電動機功率特性而繪出的所觀察到的體流量值的圖表；圖7是顯示了關(guān)于速度脈動的控制關(guān)系的圖表；圖8是一組顯示了在正常狀態(tài)下具有調(diào)制速度的人工心臟的運行的圖表；圖9是一組顯示了正經(jīng)歷間歇抽吸的具有調(diào)制速度的人工心臟的運行的圖表；圖10是顯示了在以各種速度運行人工心臟中標準化的電流相對于時間的關(guān)系的圖表；以及圖11是圖10中所示標準化電流中的統(tǒng)計變化的圖表。
具體實施例方式參考附圖，其中在全部各個視圖中相同的附圖標記代表相同的元件，圖1描繪了用來臨時或永久支持病人的連續(xù)流動全人工心臟10。該人工心臟10包括具有對置的左入口 14和右入口 16的中空殼體12。包括多個線圈繞組的電氣定子18布置在殼體12中。盡管使用了全人工心臟10作為說明性示例，但是本發(fā)明的原理可以等同地用于其他種類的機械構(gòu)造和泵，例如心室輔助設(shè)備。轉(zhuǎn)子20布置在定子18內(nèi)。轉(zhuǎn)子20包括磁性組件22，磁性組件22具有一個或多個以環(huán)形構(gòu)造布置的永磁體。在轉(zhuǎn)子20左端與左入口 14相鄰處承載有左葉輪對，左葉輪 M包括環(huán)形的葉片陣列。在轉(zhuǎn)子20右端與右入口 16相鄰處承載有右葉輪沈，右葉輪沈包括環(huán)形的葉片陣列。左葉輪M和右葉輪沈排放到分開的右外圍出口和左外圍出口，其未顯示在圖1中。左葉輪M連同圍繞它的殼體12的部分可以稱之為“左泵”，而右葉輪沈連同圍繞它的殼體12的部分可稱之為“右泵”。人工心臟10中所有將與血液或組織接觸的部分都由已知的可生物相容的材料構(gòu)造，諸如鈦、醫(yī)用級聚合物等等。通過對定子18應(yīng)用變化的電流，轉(zhuǎn)子20和定子18作為無刷直流(DC)電動機運行。人工心臟10通過電纜28耦接到控制器32，控制器32轉(zhuǎn)而又由例如電池之類的電源 30供電，它們都示意性地顯示在圖1中。如下面詳細說明的那樣，控制器32以已知的方式有效地提供脈沖直流電流到定子18，并且包括適于執(zhí)行預先編程的控制方法的微處理器或其它硬件，如下面更詳細地描述的那樣。控制器32可包括子部件，諸如耦接到已知類型的電動機驅(qū)動電路的CPU或主處理器。控制器32所用到的自由度為平均泵速度(RPM)、直流脈沖重復頻率、速度脈動(即，RPM關(guān)于平均值的調(diào)制)，和/或占空因數(shù)。控制器32進一步配置成測量一個或多個控制參數(shù)，特別是輸送到人工心臟10的電功率(瓦數(shù))，以及接收來自人工心臟10的表示了泵速度的反饋信號。速度脈動(即，RPM調(diào)制)可用來產(chǎn)生在病人體內(nèi)的脈搏，并且還提供了用于生理性控制的額外參數(shù)。圖2顯示了耦接到病人的循環(huán)系統(tǒng)的人工心臟10的簡化示意圖。在運行中，左葉輪對推動血液通過身體的體血管系統(tǒng)，其限定了流體線路“S”，并且從液壓的觀點由標記為“SVR”的體血管阻力來表示。然后血液流動回右心房(右葉輪入口)。右葉輪沈推動血液通過身體的肺血管系統(tǒng)，其限定了另一流體線路“P”，并且從液壓的觀點由標記為“PVR” 的肺血管阻力來表示。血液從PVR流回左心房(左葉輪入口)。如果體(即左)流量低于肺(即右)流量，那么左動脈壓力增大，且右動脈壓力減小。如果左輸出大于右邊的，那么動脈壓力反轉(zhuǎn)。這樣，流動中的不平衡自動伴隨以動脈 (泵入口)壓力中的不平衡。轉(zhuǎn)子20中的磁性組件22在軸向上比定子18短，允許轉(zhuǎn)子20 —定程度的自由軸向運動，從而響應(yīng)泵入口(即動脈)壓力的任何不平衡。該軸向運動改變了距離“D1”和 “D2” (見圖1)，其分別代表了左葉輪M和右葉輪沈的軸向運行間隙。在泵幾何結(jié)構(gòu)上的這種改變沿著修正動脈壓力不平衡的方向來影響相對的左/右性能。這樣，人工心臟10自平衡，在同時泵送體循環(huán)和肺循環(huán)的同時，充當了入口壓力平衡調(diào)節(jié)器。按如下所述來控制人工心臟10。首先，由醫(yī)生確定期望的或目標特性。該特性描述了體血管系統(tǒng)S中的體積流率和SVR之間的關(guān)系。在圖3所示的實例中，該特性是由醫(yī)生選擇的端點之間的線性圖線。參考圖4，控制器32向人工心臟10輸送功率，以使左葉輪M和右葉輪沈旋轉(zhuǎn)。 可以調(diào)制轉(zhuǎn)子脈沖的速度，以便在病人體內(nèi)產(chǎn)生脈搏。如在此用到的那樣，“調(diào)制”通常是指在轉(zhuǎn)子速度的周期屬性上的任何改變，而不管這種改變是直接還是間接地實現(xiàn)，以及可以由各種方式完成。例如，可以實施對轉(zhuǎn)子速度的直接閉環(huán)控制。備選地，可以調(diào)制從控制器 32提供到電動機的電流，并且接受因而發(fā)生的轉(zhuǎn)子速度中的改變。轉(zhuǎn)子調(diào)制信號(即速度或電流波形)可以是正弦的，或者具有占空因數(shù)變換的正弦波，或者諸如斜波、三角波或方波之類的其它波形。在方框100處，控制器32感測被輸送到電動機的平均功率(瓦數(shù))，其可以由控制器32以已知的方式測量得到，以及基于來自電動機的反饋信號感測轉(zhuǎn)子速度。然后，在方框110處，控制器32計算兩個參數(shù)=PSnorm,其定義為平均瓦特數(shù)除以 kRPM3 ；以及PQnorm，其定義為平均瓦特數(shù)除以kRPM2。然后，在方框120處，基于所述計算的參數(shù)來確定SVR和體流率。圖5顯示了關(guān)于 SVR(以dyn -s/cm5為單位)相對于PSnorm的合適相關(guān)性的實例。該相關(guān)性源自憑經(jīng)驗的測試數(shù)據(jù)。在圖5中對所述相關(guān)性以圖表做了描述，但它可以任何等效的方式由控制器32 實施或存儲，例如作為圖表、查找表或矩陣、或作為數(shù)學表達式(例如線性或多項式曲線擬
合)ο圖6顯示了關(guān)于體流率(以Ipm為單位)相對于PQnorm的合適相關(guān)性的實例。所述相關(guān)性來自于經(jīng)驗測試數(shù)據(jù)。在圖6中對所述相關(guān)性以圖表做了描述，但它可以任何等效的方式由控制器32實施或存儲，例如作為圖表、查找表或矩陣、或作為數(shù)學表達式(例如線性或多項式曲線擬合)。一旦已經(jīng)確定體流率和SVR，則可以計算它們的關(guān)系，以便確定當前運行點是否位于圖3所示的規(guī)定特性上。如果當前運行點不位于所述規(guī)定特性上，那么在方框130處增大或減小一個或多個操作變量，直當前運行點到位于所述規(guī)定特性上時為止。這種操作變量的實例包括平均泵速、脈沖重復頻率、速度脈動和/或占空因數(shù)。只要泵的運行仍然持續(xù)，那么在方框100處重復該過程。獨立于該控制過程，上面描述的自平衡過程也發(fā)生在人工心臟10的運行期間。兩個泵的相對的左/右性能可以進一步通過由泵輸出所示的相對阻抗來影響。在這種泵構(gòu)造中，在高SVR下的速度調(diào)制能夠減少左泵輸出同時增加右泵的輸出。這種效果可以通過使用控制器32來緩和，以減少或消除在高SVR值下的任何速度脈動。例如，類似于圖7中所示的實例，控制器32可編程以遵循強制的速度脈動相對于SVR的特性。這允許人工心臟10 在更寬范圍的生理狀況上自平衡，允許在平衡左/右性能中的額外自由度。以調(diào)制模式運行人工心臟10可引起在左入口 14或右入口 16之一周圍的組織以循環(huán)峰值速度的間歇性抽吸，從而導致返回人工心臟10的血液體積量的生理性減少。這種間歇性的閉塞可能引起轉(zhuǎn)子20在軸向運動上不穩(wěn)定的和放大的擺動，并且使左葉片對或右葉片沈觸碰抵靠泵殼體12，這反映在控制器32中處理的速度和電流信號上。間歇性抽吸和相關(guān)聯(lián)的效果是不期望的，并且可能引起對人工心臟10過度的磨損和損害。除了控制人工心臟10之外，本發(fā)明提供了一種用于檢測這種間歇性抽吸和通過峰值速度的減小來對其進行響應(yīng)的方法。通常，當速度是正弦的速度波形時，這將產(chǎn)生類似波形的電流，反之亦然。在圖8 中示出了正常系統(tǒng)響應(yīng)的實例，其顯示了正弦的速度和近似正弦的電流。在該實例中，以 1. 33Hz的頻率(即80拍每分鐘)對泵速進行調(diào)制，并且幅度為觀00轉(zhuǎn)/分鐘(RPM)的平均速度的+/_25%。在圖9中，以3000轉(zhuǎn)/分鐘的平均速度進行的相同調(diào)制導致了間歇性抽吸，具有非正弦的速度/電流關(guān)系(指示在“A”和“B”處)，并且電流變化的速率(di/dt) 中的尖峰清楚地表明了在“C”處的摩擦點(高的正di/dt)以及在“D”處的抽吸時段(高的負di/dt)?；谶@些觀測，高絕對值(di/dt)能夠充當預先確定的用于響應(yīng)的極限或觸發(fā)。用于特定應(yīng)用的極限值可以來自經(jīng)驗測試數(shù)據(jù)。備選地，控制器32可編程為基于波形中存在的特別特征(諸如圖9中A處指出的短暫每分鐘轉(zhuǎn)速(RPM)的下降或者圖9中B處顯示的波峰不連續(xù))，來評估速度或電流波形并觸發(fā)響應(yīng)。用于觸發(fā)峰值速度減少的另一適合的測試是對標準化電流的分析。圖10顯示了關(guān)于人工心臟10在沈00轉(zhuǎn)/分、2800轉(zhuǎn)/分和3000轉(zhuǎn)/分下運行的標準化電流(其中電流信號是通過除以速度信號的立方來標準化的)。通常，電流除以速度立方所得到的信號具有小的變化(見圖11)。然而，當速度足夠高到引起不正常的抽吸狀況時，標準化電流的變化急劇增高。這在以3000轉(zhuǎn)/分下運行的實例中能夠清楚地看到。圖10中在“C' ”處表示摩擦并且在“D' ”處表示抽吸，在圖11中的標準化電流中具有相應(yīng)高的變化?；谶@些觀測，標準化電動機電流中的高變化值可充當預先確定的用于響應(yīng)的極限或觸發(fā)。關(guān)于特定應(yīng)用的該極限值可以來自于經(jīng)驗測試數(shù)據(jù)。不管哪個特定的觸發(fā)或極限值用來確定抽吸和/或摩擦的存在，控制器32可被編程為評估該參數(shù)，并尋找特定的觸發(fā)和/或?qū)⒃搮?shù)與預先確定的極限比較。如果指示了抽吸或摩擦，則控制器32通過減少峰值速度來響應(yīng)。這可以通過降低平均速度、減少速度調(diào)制幅度、改變占空因數(shù)(在高速的時間部分)，或者它們的任意組合來實現(xiàn)。
以上已經(jīng)描述了操作全人工心臟的方法。盡管已經(jīng)描述了本發(fā)明的特定實施例， 但對本領(lǐng)域技術(shù)人員來說在不脫離本發(fā)明精神和范圍的情況下對其的各種修改將是顯而易見的。因此，以上對本發(fā)明優(yōu)選實施例和用于實踐本發(fā)明的最佳模式的描述僅僅是作為說明的目的而非限制的目的提供的。
權(quán)利要求
1.一種控制泵的方法，所述泵包括了耦接到轉(zhuǎn)子的電動機，所述轉(zhuǎn)子在其相對的端部處承載了第一葉輪和第二葉輪，所述方法包括a)使用所述電動機驅(qū)動所述轉(zhuǎn)子，以便使流體從所述第一葉輪通過第一流體線路、所述第二葉輪、第二流體線路、并返回到所述第一葉輪來進行循環(huán)；b)基于第一電動機參數(shù)確定所述第一流體線路的阻力；c)基于第二電動機參數(shù)確定通過所述第一流體線路的流率；以及d)改變所述泵的至少一個運行參數(shù)，以便保持所述第一流體線路的流率和阻力之間的預定關(guān)系。
2.如權(quán)利要求1所述的方法，其中，所述至少一個運行參數(shù)選自以下各項構(gòu)成的組，所述各項為平均泵速、電脈沖重復頻率、速度脈動、泵的占空因數(shù)、以及它們的組合。
3.如權(quán)利要求1所述的方法，其中，所述第一電動機參數(shù)與輸送到所述電動機的電功率成比例。
4.如權(quán)利要求1所述的方法，其中，所述第二電動機參數(shù)與輸送到所述電動機的電功率成比例。
5.如權(quán)利要求1所述的方法，進一步包括調(diào)制所述轉(zhuǎn)子的速度以便產(chǎn)生脈動流。
6.如權(quán)利要求5所述的方法，進一步包括基于所述第一流體線路的阻力來改變速度變化的程度。
7.如權(quán)利要求1所述的方法，進一步包括允許所述轉(zhuǎn)子在殼體內(nèi)軸向地移動，以響應(yīng)在所述第一流體線路和所述第二流體線路內(nèi)流率中的變化來改變所述第一葉輪和所述第二葉輪的相對性能。
8.如權(quán)利要求7所述的方法，進一步包括a)監(jiān)視表示了所述泵的抽吸或摩擦的電動機參數(shù)；b)響應(yīng)于對所述抽吸或摩擦的表示，減小所述電動機的峰值速度。
9.如權(quán)利要求8所述的方法，其中，所述電動機參數(shù)是電動機電流變化的絕對值。
10.如權(quán)利要求8所述的方法，其中，所述電動機參數(shù)是到所述電動機的標準化的電流輸入中的變化。
11.如權(quán)利要求所述8的方法，其中，減小所述電動機峰值速度的步驟包括選自由以下各項構(gòu)成的組中的動作，所述各項為降低所述電動機的平均速度，減少速度調(diào)制的幅度， 改變所述電動機的占空因數(shù)，以及它們的組合。
12.如權(quán)利要求1所述的方法，在步驟a)之前進一步包括a)將所述第一葉輪與病人的體血管系統(tǒng)耦接在一起；以及b)將所述第二葉輪與病人的肺血管系統(tǒng)耦接在一起。
13.一種人工心臟系統(tǒng)，包括a)人工心臟，所述人工心臟包括了耦接到轉(zhuǎn)子的電動機，所述轉(zhuǎn)子在其相對的端部處承載了第一葉輪和第二葉輪，其中i)所述第一葉輪與病人的體血管系統(tǒng)連通；并且 )所述第二葉輪與病人的肺血管系統(tǒng)連通；b)電源；以及c)耦接到所述電源和泵的控制器，所述控制器編程為i)使用所述電動機驅(qū)動所述轉(zhuǎn)子，以便使血液從所述第一葉輪通過所述體血管系統(tǒng)、 所述第二葉輪、所述肺血管系統(tǒng)、并返回到所述第一葉輪來進行循環(huán)； )基于第一電動機參數(shù)確定所述體血管系統(tǒng)的阻力；iii)基于第二電動機參數(shù)確定通過所述體血管系統(tǒng)的流率；以及iv)改變所述人工心臟的至少一個運行參數(shù)，以便保持所述體血管系統(tǒng)的體流量和阻力之間的預定關(guān)系。
14.如權(quán)利要求13所述的人工心臟系統(tǒng)，其中，所述第一電動機參數(shù)與輸送到所述電動機的電功率成比例。
15.如權(quán)利要求13所述的人工心臟系統(tǒng)，其中，所述第二電動機參數(shù)與輸送到所述電動機的電功率成比例。
16.如權(quán)利要求13的所述人工心臟系統(tǒng)，其中，所述控制器進一步編程為調(diào)制所述轉(zhuǎn)子的速度以產(chǎn)生脈動流。
17.如權(quán)利要求16所述的人工心臟系統(tǒng)，其中，所述控制器進一步編程為基于體血管阻力改變速度調(diào)制的程度。
18.如權(quán)利要求13所述的人工心臟，其中，所述至少一個運行參數(shù)選自以下各項構(gòu)成的組，所述各項為平均速度、電脈沖重復頻率、速度脈動、泵的占空因數(shù)、以及它們的組合。
19.如權(quán)利要求13所述的人工心臟系統(tǒng)，其中a)所述轉(zhuǎn)子承載了磁性組件；b)電氣定子圍繞所述轉(zhuǎn)子；以及c)所述磁性組件軸向上比所述定子短，使得所述轉(zhuǎn)子可在殼體內(nèi)軸向地移動，以響應(yīng)于流體壓力在所述第一葉輪和所述第二葉輪的入口處的變化來改變所述第一葉輪和所述第二葉輪的相對性能。
20.一種控制泵的方法，所述泵包括了耦接到轉(zhuǎn)子的電動機，所述轉(zhuǎn)子在其相對的端部處承載了第一葉輪和第二葉輪，所述方法包括a)使用所述電動機驅(qū)動所述轉(zhuǎn)子，以便使流體從所述第一葉輪通過第一流體線路、所述第二葉輪、第二流體線路、并返回到所述第一葉輪來進行循環(huán)；b)調(diào)制所述轉(zhuǎn)子的速度以產(chǎn)生脈動流；c)監(jiān)視表示了抽吸或摩擦的電動機參數(shù)；以及d)響應(yīng)于對所述抽吸或摩擦的表示，減小電動機峰值速度。
21.如權(quán)利要求20所述的方法，其中，所述電動機參數(shù)是電動機電流中變化率的絕對值。
22.如權(quán)利要求20所述的方法，其中，所述電動機參數(shù)是到所述電動機的標準化的電流輸入中的變化。
23.如權(quán)利要求20所述的方法，其中，減小所述電動機峰值速度的步驟包括選自由以下各項構(gòu)成的組中的動作，所述各項為降低所述電動機的平均速度，減少速度調(diào)制的幅度，改變所述電動機的占空因數(shù)，以及它們的組合。
全文摘要
本發(fā)明提供了一種控制泵的方法，該泵包括耦接到轉(zhuǎn)子的電動機，該轉(zhuǎn)子在其相對的端部處承載了第一葉輪和第二葉輪。該方法包括a)使用電動機驅(qū)動該轉(zhuǎn)子，以便使流體從第一葉輪通過第一流體線路、第二葉輪、第二流體線路、并返回到第一葉輪來進行循環(huán)；b)基于第一電動機參數(shù)確定第一流體線路的阻力；c)基于第二電動機參數(shù)確定通過第一流體線路的流率；以及d)改變泵的至少一個運行參數(shù)，以便保持第一流體線路的流率和阻力之間的預定關(guān)系。
文檔編號F04D7/02GK102271728SQ201080004162
公開日2011年12月7日 申請日期2010年1月6日 優(yōu)先權(quán)日2009年1月7日
發(fā)明者A·馬西洛, B·庫班, D·霍爾瓦思, L·戈爾丁 申請人:克里夫蘭診所基金會