CN101983732A - 基于生理参数的血泵控制设备 - Google Patents

Abstract

基于生理参数的血泵控制设备涉及一种血泵的控制方式。包括多通道数据采集模块和数据处理模块，所述多通道数据采集模块采集心率信号、血泵前的血压信号、血泵后的血压信号、血液温度信号、血泵外表面温度信号、血泵叶片转速信号、血泵电压信号、血泵电流信号送到数据处理模块，其中心率信号、血泵前的血压信号、血泵后的血压信号、血液温度信号、血泵外表面温度信号先依次经过放大电路、滤波电路、A/D转换电路。所述数据处理模块接收多通道数据采集模块送来的各信号，并得到各信号值，根据信号值通过血流量控制算法控制血泵的功率。从而可根据所测生理参数调节血流量，实现血泵输出流量与人体所需流量相平衡。

Description

基于生理参数的血泵控制设备

技术领域

基于生理参数的血泵控制设备涉及一种血泵的控制方式。

背景技术

国际上，澳大利亚Woodard John等，在2006年申报的专利A61M 1/10(2006.01)20060101AF2007050：旋转血泵脉动控制系统，是一个控制旋转血泵速度的系统。改变血泵的转速来产生脉动的压力，这对电机要求较高。专利200580038932.4.和US 20040215050A1介绍的人工心脏中以血泵流量为控制信号，通过一定的控制方法来控制血泵的工作状态。但是，由于这种控制模式是以血泵状态为基础的，而不是以病人的状态为基础的，没有考虑血泵与人体的相互作用，所以不够人性化，不会完全适合病人的病情。

在国内，清华大学白净教授等的专利CN1446592：微型轴流式血泵的优化非恒速控制方法，是建立在由目标函数、控制参数、限制条件组成的调节血泵转速的优化模型之上的方法，这些模型控制并没有充分考虑到血泵与人体相互关系，对人体的调节不够准确。

影响血流量的因素可分为三个方面：血压、心排出量和外周阻力。

外周阻力，是由于血液流动时因摩擦而消耗的能量，影响血管内血流阻力的主要因素有血管长度及直径、血液粘度和血管顺应性。血管内径和血液粘度的改变是血流量和血压调节的因素。根据Poiseuilli定律可得到血流阻力：

R＝8ηL/πr⁴        (1)

其中：R为血流阻力，η为血液粘度，L为血管长度，r为血管半径。

人体动脉粘弹性在心血管功能中起着重要作用，心脏收缩时，血管充盈，管壁将膨胀，这种膨胀为血管的顺应性，起到稳定血流的作用。根据Draaijer等研究得到血管顺应性：

Zc＝4πrdr/dP    (2)

其中：Zc为血管顺应性，r为血管半径，dr为心脏周期作用下直径变化，dp为舒张压与收缩压的差值。

心排出量包括两个因素：每博量(SV)和心率(HR)

每博量，代表每次心跳的心室射血量，受充盈时间和静脉回流影响，既心室舒张末期容积、心率、外周阻力、动脉压等。动脉压增大，管壁所收张力变大，心室期射入主动脉的血量增多，故每搏输出量增大。血流量随着每搏量的变化而变化，是影响血流量的一个因素。

心率取决于窦房结自动去极化速度，受到神经、动脉压、静脉回流等因素的影响，是影响心输出量的重要因素，心排出量直接影响血流量的大小。

从能量角度考虑，心室做功主要表现为克服自身能量消耗和推动血液流动，推动血液流动的功主要是血液的势能：

W＝P(t)×Q(t)    (3)

其中：P(t)为主动脉压，Q(t)为血流量。血泵所做的功主要是推动血液流动的功，可以得到血泵流量Q：

$Q=[\frac{\mathrm{a\λ}}{R+\mathrm{Zc}}({\mathrm{\μ}}_{1}R+{\mathrm{\μ}}_2\mathrm{Zc})+\mathrm{ab}({\mathrm{\μ}}_{3}R+{\mathrm{\μ}}_4\mathrm{Zc})+\frac{3{\mathrm{\λ}}^2}{8(R+\mathrm{Zc})}]\frac{1}{p}+---\left(4\right)$

$[\frac{\mathrm{a\λ}}{R+\mathrm{Zc}}({\mathrm{\μ}}_{5}R+{\mathrm{\μ}}_6\mathrm{Zc})+b^2({\mathrm{\μ}}_{7}R+{\mathrm{\μ}}_8\mathrm{Zc})]\frac{1}{\mathrm{HR}*P}$

其中：R为血管外周阻力，Zc为血管顺应性，a，b，λ是与R，Zc，SV有关的常数，P为血压，HR为心率，μ₁-μ₈为常系数。

将方程(1)、(2)代入到方程(4)中，即可得到流量与血液粘度、血管半径、血管长度、血压和心率的模型。

$Q=[\frac{\mathrm{a\λ\π}{r}^4\mathrm{dp}}{8\mathrm{\ηLdp}+4{\mathrm{\π}}^2{r}^5\mathrm{dr}}({\mathrm{\μ}}_1\frac{8\mathrm{\ηL}}{{\mathrm{\π}}^4}+{\mathrm{\μ}}_2\frac{4\mathrm{\πrdr}}{\mathrm{dp}})+\mathrm{ab}({\mathrm{\μ}}_3\frac{8\mathrm{\ηL}}{{\mathrm{\π}}^4}+{\mathrm{\μ}}_4\frac{4\mathrm{\πrdr}}{\mathrm{dp}})+\frac{3{\mathrm{\λ}}^2\mathrm{\π}{r}^4\mathrm{dp}}{8(8\mathrm{\ηLdp}+4{\mathrm{\π}}^2{r}^5\mathrm{ddr})}]*---\left(5\right)$

$\frac{1}{p}+[\frac{\mathrm{a\λ}{\mathrm{\πr}}^4\mathrm{dp}}{8\mathrm{\ηLdp}+4{\mathrm{\π}}^2{r}^5\mathrm{dr}}({\mathrm{\μ}}_5\frac{8\mathrm{\ηL}}{{\mathrm{\π}}^4}+{\mathrm{\μ}}_6\frac{4\mathrm{\πrdr}}{\mathrm{dp}})+b^2({\mathrm{\μ}}_7\frac{8\mathrm{\ηL}}{{\mathrm{\π}}^4}+{\mathrm{\μ}}_8\frac{4\mathrm{\πrdr}}{\mathrm{dp}})]\frac{1}{\mathrm{HR}*P}$

血泵控制应基于生理参数来调控，并根据生理参数反馈信息来调节血泵的工作状态，最终实现血泵与人体生理关系的新平衡。

发明内容

本发明的目的就是提供一种根据人体自身流量需求的改变来控制血泵输出的基于生理参数的血泵控制设备，从而实现人体与血泵相结合工作。

为了实现上述目的，本发明采用的技术方案是：

设计一种基于生理参数的血泵控制设备，包括多通道数据采集模块和数据处理模块，其中，所述多通道数据采集模块采集心率信号、血泵前的血压信号、血泵后的血压信号、血液温度信号、血泵外表面温度信号、血泵叶片转速信号、血泵电压信号、血泵电流信号送到数据处理模块，其中心率信号、血泵前的血压信号、血泵后的血压信号、血液温度信号、血泵外表面温度信号先依次经过放大电路、滤波电路、A/D转换电路；所述数据处理模块接收多通道数据采集模块送来的各信号，并得到各信号值。

首先根据如下的血流量控制算法得到实际人体或模型的血流量，

$Q=[\frac{\mathrm{a\λ\π}{r}^4\mathrm{dp}}{8\mathrm{\ηLdp}+4{\mathrm{\π}}^2{r}^5\mathrm{dr}}({\mathrm{\μ}}_1\frac{8\mathrm{\ηL}}{{\mathrm{\π}}^4}+{\mathrm{\μ}}_2\frac{4\mathrm{\πrdr}}{\mathrm{dp}})+\mathrm{ab}({\mathrm{\μ}}_3\frac{8\mathrm{\ηL}}{{\mathrm{\π}}^4}+{\mathrm{\μ}}_4\frac{4\mathrm{\πrdr}}{\mathrm{dp}})+\frac{3{\mathrm{\λ}}^2\mathrm{\π}{r}^4\mathrm{dp}}{8(8\mathrm{\ηLdp}+4{\mathrm{\π}}^2{r}^5\mathrm{dr})}]*$

$\frac{1}{p}+[\frac{\mathrm{a\λ}{\mathrm{\πr}}^4\mathrm{dp}}{8\mathrm{\ηLdp}+4{\mathrm{\π}}^2{r}^5\mathrm{dr}}({\mathrm{\μ}}_5\frac{8\mathrm{\ηL}}{{\mathrm{\π}}^4}+{\mathrm{\μ}}_6\frac{4\mathrm{\πrdr}}{\mathrm{dp}})+b^2({\mathrm{\μ}}_7\frac{8\mathrm{\ηL}}{{\mathrm{\π}}^4}+{\mathrm{\μ}}_8\frac{4\mathrm{\πrdr}}{\mathrm{dp}})]\frac{1}{\mathrm{HR}*P}$

其中，η为血液粘度，L为实际人体或模型的血管长度，r为实际人体或模型的血管半径，dr为心脏周期作用下血管直径的变化，dp为血泵前的血压与血泵后的血压的压差，a、b、λ是分别与实际人体或模型的血流阻力R、血管顺应性Zc、每博量SV有关的常数，P为血泵前的血压，HR为心率，μ₁-μ₈为根据实际人体或模型的具体情况确定的常系数。

然后，数据处理模块根据血液温度、血泵的外表面温度、血泵叶片转速、血泵电压、血泵电流的当前情况，输出血泵转速控制信号给驱动电路，驱动电路向血泵提供功率输出，使血泵输出的血流量与由控制算法得到的实际人体或模型的血流量一致。

所述血泵转速控制信号为输出给血泵的电压或电流的占空比信号PWM。

所述血液温度作为血泵工作温度的限制值；所述血泵的外表面温度是血泵的工作温度；所述血泵叶片转速、血泵电压、血泵电流信号作为检测血泵是否正常工作的指示。

本发明的有益效果：本发明中的血泵控制设备采集人或模拟装置的生理信号和血泵的工作信号，根据边界条件和血流量控制算法，得到人体所需流量，通过调节电流、电压、和血泵旋转频率等参数调节血泵转速，从而可根据所测生理参数调节血流量，实现血泵输出流量与人体所需流量相平衡。

附图说明

图1为本发明基于生理参数的血泵控制设备的一具体实施例的原理图。

具体实施方式

下面结合附图对本发明中的一实施例作具体描述。

参照图1所示，本发明装置主要包括多通道数据采集模块和数据处理模块。数据处理模块由单片机及其外围电路构成；多通道数据采集模块采用常规的多路信号选择开关电路，如芯片CD4051构成的多路信号选择开关电路，多通道数据采集模块依次将各路信号采集到数据处理模块，并循环采集。

多通道数据采集模块所采集的信号包括：心率信号、血泵前的血压信号、血泵后的血压信号、血液温度信号、血泵外表面温度信号、血泵叶片转速信号、血泵电压信号、血泵电流信号。其中，心率信号由心电电极采集，血泵前的血压信号和血泵后的血压信号分别由两个微型压力传感器采集，血液温度信号由位于血泵内部的温度传感器采集，血泵外表面温度信号由位于血泵表面的温度传感器采集，血泵叶片转速信号、血泵电压信号、血泵电流信号直接由血泵提供。上述的心率信号、血泵前的血压信号、血泵后的血压信号、血液温度信号、血泵外表面温度信号先依次经过放大电路、滤波电路、A/D转换电路再接到多通道数据采集模块。多通道数据采集模块将这些信号送到数据处理模块，数据处理模块得到这些信号的数据值。

血泵及其温度传感器在人体内部，数据处理模块、多通道数据采集模块及心电电极在人体外部。数据处理模块、多通道数据采集模块集成在微型机壳内，并用电池供电，这样可随身携带。

本发明的数据处理模块中安装了血泵输出量的算法程序，该程序根据心率信号、血泵前的血压和血泵后的血压的压差、血泵前的血压，以及人体本身的一些参数，得到人体所需的供血量。该算法表达式为：

$Q=[\frac{\mathrm{a\λ\π}{r}^4\mathrm{dp}}{8\mathrm{\ηLdp}+4{\mathrm{\π}}^2{r}^5\mathrm{dr}}({\mathrm{\μ}}_1\frac{8\mathrm{\ηL}}{{\mathrm{\π}}^4}+{\mathrm{\μ}}_2\frac{4\mathrm{\πrdr}}{\mathrm{dp}})+\mathrm{ab}({\mathrm{\μ}}_3\frac{8\mathrm{\ηL}}{{\mathrm{\π}}^4}+{\mathrm{\μ}}_4\frac{4\mathrm{\πrdr}}{\mathrm{dp}})+\frac{3{\mathrm{\λ}}^2\mathrm{\π}{r}^4\mathrm{dp}}{8(8\mathrm{\ηLdp}+4{\mathrm{\π}}^2{r}^5\mathrm{dr})}]*$

$\frac{1}{p}+[\frac{\mathrm{a\λ}{\mathrm{\πr}}^4\mathrm{dp}}{8\mathrm{\ηLdp}+4{\mathrm{\π}}^2{r}^5\mathrm{dr}}({\mathrm{\μ}}_5\frac{8\mathrm{\ηL}}{{\mathrm{\π}}^4}+{\mathrm{\μ}}_6\frac{4\mathrm{\πrdr}}{\mathrm{dp}})+b^2({\mathrm{\μ}}_7\frac{8\mathrm{\ηL}}{{\mathrm{\π}}^4}+{\mathrm{\μ}}_8\frac{4\mathrm{\πrdr}}{\mathrm{dp}})]\frac{1}{\mathrm{HR}*P}$

式中，η为血液粘度，L为实际人体的血管长度，r为实际人体的血管半径，dr为心脏周期作用下血管直径的变化，dp为血泵前的血压与血泵后的血压的压差，a、b、λ是分别与实际人体或模型的血流阻力R、血管顺应性Zc、每博量SV有关的常数，P为血泵前的血压，HR为心率，μ₁-μ₈为根据实际人体的具体情况确定的常系数。如标准身材的人，各参数为

η＝3.5 L＝1.72m r＝0.01m dr＝0.01m dp＝83mmHg

R＝1.3e+008pa·s/m³

Zc＝6.7e+005pa·s/m³

HR＝75bpm，P＝90mmHg

a＝0.0086e-004，b＝-0.6158e-004，λ＝14.2509

μ1＝2.56，μ₂＝-5.13，μ₃＝10.38，μ₄＝154.55，μ₅＝0.53，μ₆＝1.33，μ₇＝1.9，μ₈＝43.64

数据处理模块根据血液温度、血泵的外表面温度、血泵叶片转速、血泵电压、血泵电流的当前情况，输出血泵转速控制信号给血泵，使血泵输出的血流量与由控制算法得到的实际人体需要的血流量一致。其具体关系为：

1.血液温度作为血泵工作温度的限制值，血泵的功率调节需要在保证血液温度正常的前提下。

2.血泵的外表面温度是血泵的工作温度，血泵的外表面温度是一个保证血泵安全的极限值。

3.血泵叶片转速、血泵电压、血泵电流作为检测血泵是否正常工作的指示。

数据处理模块输出血泵转速的控制信号，控制信号为PWM信号。该控制信号通过驱动电路提供功率输出给血泵，血泵供应出与计算值一致的血流量。

Claims (3)

1.基于生理参数的血泵控制设备，包括多通道数据采集模块和数据处理模块，其特征在于：

所述多通道数据采集模块采集心率信号、血泵前的血压信号、血泵后的血压信号、血液温度信号、血泵外表面温度信号、血泵叶片转速信号、血泵电压信号、血泵电流信号送到数据处理模块，其中心率信号、血泵前的血压信号、血泵后的血压信号、血液温度信号、血泵外表面温度信号先依次经过放大电路、滤波电路、A/D转换电路；

所述数据处理模块接收多通道数据采集模块送来的各信号，并得到各信号值，

首先根据如下的血流量控制算法得到实际人体或模型的血流量，

$Q=[\frac{\mathrm{a\λ\π}{r}^4\mathrm{dp}}{8\mathrm{\ηLdp}+4{\mathrm{\π}}^2{r}^5\mathrm{dr}}({\mathrm{\μ}}_1\frac{8\mathrm{\ηL}}{{\mathrm{\π}}^4}+{\mathrm{\μ}}_2\frac{4\mathrm{\πrdr}}{\mathrm{dp}})+\mathrm{ab}({\mathrm{\μ}}_3\frac{8\mathrm{\ηL}}{{\mathrm{\π}}^4}+{\mathrm{\μ}}_4\frac{4\mathrm{\πrdr}}{\mathrm{dp}})+\frac{3{\mathrm{\λ}}^2\mathrm{\π}{r}^4\mathrm{dp}}{8(8\mathrm{\ηLdp}+4{\mathrm{\π}}^2{r}^5\mathrm{dr})}]*$

$\frac{1}{p}+[\frac{\mathrm{a\λ}{\mathrm{\πr}}^4\mathrm{dp}}{8\mathrm{\ηLdp}+4{\mathrm{\π}}^2{r}^5\mathrm{dr}}({\mathrm{\μ}}_5\frac{8\mathrm{\ηL}}{{\mathrm{\π}}^4}+{\mathrm{\μ}}_6\frac{4\mathrm{\πrdr}}{\mathrm{dp}})+b^2({\mathrm{\μ}}_7\frac{8\mathrm{\ηL}}{{\mathrm{\π}}^4}+{\mathrm{\μ}}_8\frac{4\mathrm{\πrdr}}{\mathrm{dp}})]\frac{1}{\mathrm{HR}*P}$

其中，η为血液粘度，L为实际人体或模型的血管长度，r为实际人体或模型的血管半径，dr为心脏周期作用下血管直径的变化，dp为血泵前的血压与血泵后的血压的压差，a、b、λ是分别与实际人体或模型的血流阻力R、血管顺应性Zc、每博量SV有关的常数，P为血泵前的血压，HR为心率，μ₁-μ₈为根据实际人体或模型的具体情况确定的常系数；

然后，数据处理模块根据血液温度、血泵的外表面温度、血泵叶片转速、血泵电压、血泵电流的当前情况，输出血泵转速控制信号给驱动电路，驱动电路向血泵提供功率输出，使血泵输出的血流量与由控制算法得到的实际人体或模型的血流量一致。

2.如权利要求1所述的基于生理参数的血泵控制设备，其特征在于：所述血泵转速控制信号为输出给血泵的电压或电流的占空比信号PWM。

3.如权利要求1所述的基于生理参数的血泵控制设备，其特征在于：所述血液温度作为血泵工作温度的限制值；所述血泵的外表面温度是血泵的工作温度；所述血泵叶片转速、血泵电压、血泵电流信号作为检测血泵是否正常工作的指示。

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