CN102271728A - 用于连续流动全人工心脏的生理性控制的方法 - Google Patents
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Abstract
本发明提供了一种控制泵的方法，该泵包括耦接到转子的电动机，该转子在其相对的端部处承载了第一叶轮和第二叶轮。该方法包括：a)使用电动机驱动该转子，以便使流体从第一叶轮通过第一流体线路、第二叶轮、第二流体线路、并返回到第一叶轮来进行循环；b)基于第一电动机参数确定第一流体线路的阻力；c)基于第二电动机参数确定通过第一流体线路的流率；以及d)改变泵的至少一个运行参数，以便保持第一流体线路的流率和阻力之间的预定关系。
Description
技术领域
本发明一般涉及人工心脏，并且更特别地涉及控制它的方法。
背景技术
心脏移植是用于具有晚期心力衰竭的病人的措施，晚期心力衰竭是过早死亡的最主要的原因。由于无法利用捐赠心脏，所以开发并逐渐开始使用机电血泵系统。这些设备能够提供到移植的过渡、到康复的过渡，或者作为对未接受捐赠心脏的病人的永久治疗。大多数这种病人将使用心室辅助设备(“VAD”)治疗，其分别从左心室或右心室抽取血液并排放到主动脉或肺动脉。一些病人需要全人工心脏(TAH)作为到移植的过渡，或是作为永久的治疗。
一种已知类型的TAH是连续流动全人工心脏(CFTAH)，其包括位于一个转子上的两个离心泵，该转子支撑在液体动压轴承上并由单个电动机驱动。CFTAH替代了心脏的心室，并且将血液流输送到病人的体(左)循环和肺(右)循环。这种CFTAH的实例在美国专利申请公开2007/0253842中得到描述。
然而这种类型的CFTAH可能要在外部控制下运行，因此需要优选使用最小数量的传感器的生理性控制。
发明内容
这种需要通过本发明得到了解决，本发明提供了一种用于人工心脏的生理性控制的系统和方法。
依照本发明的一个方面，提供了一种控制泵的方法，该泵包括耦接到转子的电动机，该转子在其相对的端部处承载了第一和第二叶轮。该方法包括：(a)使用电动机驱动转子，以便使流体从第一叶轮通过第一流体线路、第二叶轮、第二流体线路、以及返回到第一叶轮来进行循环；(b)基于第一电动机参数来确定第一流体线路的阻力；(c)基于第二电动机参数来确定通过第一流体线路的流率；以及(d)改变泵的至少一个运行参数，以便保持第一流体线路的流率和阻力之间的预定关系。
依照本发明的另一方面，人工心脏系统包括：(a)人工心脏，其包括了耦接到转子的电动机，该转子在其相对的端部处承载了第一和第二叶轮，其中：(i)第一叶轮与病人的体血管系统连通；并且(ii)第二叶轮与病人的肺血管系统连通；(b)电源；以及(c)耦接到电源和泵的控制器，该控制器编程为：(i)使用电动机驱动转子，以便沿着从第一叶轮通过肺血管系统、第二叶轮、体血管系统、以及返回到第一叶轮的线路来泵送血液；(ii)基于第一电动机参数来确定体血管系统的阻力；(iii)基于第二电动机参数来确定通过体血管系统的流率；以及(iii)改变人工心脏的至少一个运行参数，以便保持体血管系统的体流量和阻力之间的预定关系。
依照本发明的又一方面，提供了一种控制泵的方法，该泵包括了耦接到转子的电动机，该转子在其相对的端部处承载了第一和第二叶轮。该方法包括：(a)使用电动机驱动转子，以便从第一叶轮通过第一流体线路、第二叶轮、第二流体线路、以及返回到第一叶轮来循环流体；(b)调制转子的速度以产生脉动的流动；(c)监测指示了抽吸或摩擦的电动机参数；以及(d)响应于抽吸或摩擦的指示，减小电动机峰值速度。
附图说明
参考以下结合了附图的描述可以最佳地理解本发明，附图中：
图1是依照本发明的一个方面构造的人工心脏和控制系统的剖视图；
图2是耦接到循环系统的图1的泵的示意性框图；
图3是显示了目标运行特性的图表；
图4是显示了依照本发明的一个方面控制泵的方法的框图；
图5是显示了相对于第一测量的电动机功率特性而绘出的所观察到的体循环血管阻力值的图表；
图6是显示了相对于第二测量的电动机功率特性而绘出的所观察到的体流量值的图表；
图7是显示了关于速度脉动的控制关系的图表；
图8是一组显示了在正常状态下具有调制速度的人工心脏的运行的图表；
图9是一组显示了正经历间歇抽吸的具有调制速度的人工心脏的运行的图表；
图10是显示了在以各种速度运行人工心脏中标准化的电流相对于时间的关系的图表；以及
图11是图10中所示标准化电流中的统计变化的图表。
具体实施方式
参考附图，其中在全部各个视图中相同的附图标记代表相同的元件，图1描绘了用来临时或永久支持病人的连续流动全人工心脏10。该人工心脏10包括具有对置的左入口14和右入口16的中空壳体12。包括多个线圈绕组的电气定子18布置在壳体12中。尽管使用了全人工心脏10作为说明性示例，但是本发明的原理可以等同地用于其他种类的机械构造和泵，例如心室辅助设备。
转子20布置在定子18内。转子20包括磁性组件22，磁性组件22具有一个或多个以环形构造布置的永磁体。在转子20左端与左入口14相邻处承载有左叶轮24，左叶轮24包括环形的叶片阵列。在转子20右端与右入口16相邻处承载有右叶轮26，右叶轮26包括环形的叶片阵列。左叶轮24和右叶轮26排放到分开的右外围出口和左外围出口，其未显示在图1中。左叶轮24连同围绕它的壳体12的部分可以称之为“左泵”，而右叶轮26连同围绕它的壳体12的部分可称之为“右泵”。
人工心脏10中所有将与血液或组织接触的部分都由已知的可生物相容的材料构造，诸如钛、医用级聚合物等等。
通过对定子18应用变化的电流，转子20和定子18作为无刷直流(DC)电动机运行。人工心脏10通过电缆28耦接到控制器32，控制器32转而又由例如电池之类的电源30供电，它们都示意性地显示在图1中。如下面详细说明的那样，控制器32以已知的方式有效地提供脉冲直流电流到定子18，并且包括适于执行预先编程的控制方法的微处理器或其它硬件，如下面更详细地描述的那样。控制器32可包括子部件，诸如耦接到已知类型的电动机驱动电路的CPU或主处理器。控制器32所用到的自由度为平均泵速度(RPM)、直流脉冲重复频率、速度脉动(即，RPM关于平均值的调制)，和/或占空因数。控制器32进一步配置成测量一个或多个控制参数，特别是输送到人工心脏10的电功率(瓦数)，以及接收来自人工心脏10的表示了泵速度的反馈信号。速度脉动(即，RPM调制)可用来产生在病人体内的脉搏，并且还提供了用于生理性控制的额外参数。
图2显示了耦接到病人的循环系统的人工心脏10的简化示意图。在运行中，左叶轮24推动血液通过身体的体血管系统，其限定了流体线路“S”，并且从液压的观点由标记为“SVR”的体血管阻力来表示。然后血液流动回右心房(右叶轮入口)。右叶轮26推动血液通过身体的肺血管系统，其限定了另一流体线路“P”，并且从液压的观点由标记为“PVR”的肺血管阻力来表示。血液从PVR流回左心房(左叶轮入口)。
如果体(即左)流量低于肺(即右)流量，那么左动脉压力增大，且右动脉压力减小。如果左输出大于右边的，那么动脉压力反转。这样，流动中的不平衡自动伴随以动脉(泵入口)压力中的不平衡。
转子20中的磁性组件22在轴向上比定子18短，允许转子20一定程度的自由轴向运动，从而响应泵入口(即动脉)压力的任何不平衡。该轴向运动改变了距离“D1”和“D2”(见图1)，其分别代表了左叶轮24和右叶轮26的轴向运行间隙。在泵几何结构上的这种改变沿着修正动脉压力不平衡的方向来影响相对的左/右性能。这样，人工心脏10自平衡，在同时泵送体循环和肺循环的同时，充当了入口压力平衡调节器。
按如下所述来控制人工心脏10。首先，由医生确定期望的或目标特性。该特性描述了体血管系统S中的体积流率和SVR之间的关系。在图3所示的实例中，该特性是由医生选择的端点之间的线性图线。
参考图4，控制器32向人工心脏10输送功率，以使左叶轮24和右叶轮26旋转。可以调制转子脉冲的速度，以便在病人体内产生脉搏。如在此用到的那样，“调制”通常是指在转子速度的周期属性上的任何改变，而不管这种改变是直接还是间接地实现，以及可以由各种方式完成。例如，可以实施对转子速度的直接闭环控制。备选地，可以调制从控制器32提供到电动机的电流，并且接受因而发生的转子速度中的改变。转子调制信号(即速度或电流波形)可以是正弦的，或者具有占空因数变换的正弦波，或者诸如斜波、三角波或方波之类的其它波形。在方框100处，控制器32感测被输送到电动机的平均功率(瓦数)，其可以由控制器32以已知的方式测量得到，以及基于来自电动机的反馈信号感测转子速度。
然后，在方框110处，控制器32计算两个参数：PSnorm，其定义为平均瓦特数除以kRPM3；以及PQnorm，其定义为平均瓦特数除以kRPM2。
然后，在方框120处，基于所述计算的参数来确定SVR和体流率。图5显示了关于SVR(以dyn·s/cm5为单位)相对于PSnorm的合适相关性的实例。该相关性源自凭经验的测试数据。在图5中对所述相关性以图表做了描述，但它可以任何等效的方式由控制器32实施或存储，例如作为图表、查找表或矩阵、或作为数学表达式(例如线性或多项式曲线拟合)。
图6显示了关于体流率(以lpm为单位)相对于PQnorm的合适相关性的实例。所述相关性来自于经验测试数据。在图6中对所述相关性以图表做了描述，但它可以任何等效的方式由控制器32实施或存储，例如作为图表、查找表或矩阵、或作为数学表达式(例如线性或多项式曲线拟合)。
一旦已经确定体流率和SVR，则可以计算它们的关系，以便确定当前运行点是否位于图3所示的规定特性上。如果当前运行点不位于所述规定特性上，那么在方框130处增大或减小一个或多个操作变量，直当前运行点到位于所述规定特性上时为止。这种操作变量的实例包括：平均泵速、脉冲重复频率、速度脉动和/或占空因数。只要泵的运行仍然持续，那么在方框100处重复该过程。
独立于该控制过程，上面描述的自平衡过程也发生在人工心脏10的运行期间。两个泵的相对的左/右性能可以进一步通过由泵输出所示的相对阻抗来影响。在这种泵构造中，在高SVR下的速度调制能够减少左泵输出同时增加右泵的输出。这种效果可以通过使用控制器32来缓和，以减少或消除在高SVR值下的任何速度脉动。例如，类似于图7中所示的实例，控制器32可编程以遵循强制的速度脉动相对于SVR的特性。这允许人工心脏10在更宽范围的生理状况上自平衡，允许在平衡左/右性能中的额外自由度。
以调制模式运行人工心脏10可引起在左入口14或右入口16之一周围的组织以循环峰值速度的间歇性抽吸，从而导致返回人工心脏10的血液体积量的生理性减少。这种间歇性的闭塞可能引起转子20在轴向运动上不稳定的和放大的摆动，并且使左叶片24或右叶片26触碰抵靠泵壳体12，这反映在控制器32中处理的速度和电流信号上。间歇性抽吸和相关联的效果是不期望的，并且可能引起对人工心脏10过度的磨损和损害。除了控制人工心脏10之外，本发明提供了一种用于检测这种间歇性抽吸和通过峰值速度的减小来对其进行响应的方法。
通常，当速度是正弦的速度波形时，这将产生类似波形的电流，反之亦然。在图8中示出了正常系统响应的实例，其显示了正弦的速度和近似正弦的电流。在该实例中，以1.33Hz的频率(即80拍每分钟)对泵速进行调制，并且幅度为2800转/分钟(RPM)的平均速度的+/-25％。在图9中，以3000转/分钟的平均速度进行的相同调制导致了间歇性抽吸，具有非正弦的速度/电流关系(指示在“A”和“B”处)，并且电流变化的速率(di/dt)中的尖峰清楚地表明了在“C”处的摩擦点(高的正di/dt)以及在“D”处的抽吸时段(高的负di/dt)。基于这些观测，高绝对值(di/dt)能够充当预先确定的用于响应的极限或触发。用于特定应用的极限值可以来自经验测试数据。备选地，控制器32可编程为基于波形中存在的特别特征(诸如图9中A处指出的短暂每分钟转速(RPM)的下降或者图9中B处显示的波峰不连续)，来评估速度或电流波形并触发响应。
用于触发峰值速度减少的另一适合的测试是对标准化电流的分析。图10显示了关于人工心脏10在2600转/分、2800转/分和3000转/分下运行的标准化电流(其中电流信号是通过除以速度信号的立方来标准化的)。通常，电流除以速度立方所得到的信号具有小的变化(见图11)。然而，当速度足够高到引起不正常的抽吸状况时，标准化电流的变化急剧增高。这在以3000转/分下运行的实例中能够清楚地看到。图10中在“C′”处表示摩擦并且在“D′”处表示抽吸，在图11中的标准化电流中具有相应高的变化。基于这些观测，标准化电动机电流中的高变化值可充当预先确定的用于响应的极限或触发。关于特定应用的该极限值可以来自于经验测试数据。
不管哪个特定的触发或极限值用来确定抽吸和/或摩擦的存在，控制器32可被编程为评估该参数，并寻找特定的触发和/或将该参数与预先确定的极限比较。如果指示了抽吸或摩擦，则控制器32通过减少峰值速度来响应。这可以通过降低平均速度、减少速度调制幅度、改变占空因数(在高速的时间部分)，或者它们的任意组合来实现。
以上已经描述了操作全人工心脏的方法。尽管已经描述了本发明的特定实施例，但对本领域技术人员来说在不脱离本发明精神和范围的情况下对其的各种修改将是显而易见的。因此，以上对本发明优选实施例和用于实践本发明的最佳模式的描述仅仅是作为说明的目的而非限制的目的提供的。
Claims (23)
1.一种控制泵的方法，所述泵包括了耦接到转子的电动机，所述转子在其相对的端部处承载了第一叶轮和第二叶轮，所述方法包括：
a)使用所述电动机驱动所述转子，以便使流体从所述第一叶轮通过第一流体线路、所述第二叶轮、第二流体线路、并返回到所述第一叶轮来进行循环；
b)基于第一电动机参数确定所述第一流体线路的阻力；
c)基于第二电动机参数确定通过所述第一流体线路的流率；以及
d)改变所述泵的至少一个运行参数，以便保持所述第一流体线路的流率和阻力之间的预定关系。
2.如权利要求1所述的方法，其中，所述至少一个运行参数选自以下各项构成的组，所述各项为：平均泵速、电脉冲重复频率、速度脉动、泵的占空因数、以及它们的组合。
3.如权利要求1所述的方法，其中，所述第一电动机参数与输送到所述电动机的电功率成比例。
4.如权利要求1所述的方法，其中，所述第二电动机参数与输送到所述电动机的电功率成比例。
5.如权利要求1所述的方法，进一步包括调制所述转子的速度以便产生脉动流。
6.如权利要求5所述的方法，进一步包括基于所述第一流体线路的阻力来改变速度变化的程度。
7.如权利要求1所述的方法，进一步包括允许所述转子在壳体内轴向地移动，以响应在所述第一流体线路和所述第二流体线路内流率中的变化来改变所述第一叶轮和所述第二叶轮的相对性能。
8.如权利要求7所述的方法，进一步包括：
a)监视表示了所述泵的抽吸或摩擦的电动机参数；
b)响应于对所述抽吸或摩擦的表示，减小所述电动机的峰值速度。
9.如权利要求8所述的方法，其中，所述电动机参数是电动机电流变化的绝对值。
10.如权利要求8所述的方法，其中，所述电动机参数是到所述电动机的标准化的电流输入中的变化。
11.如权利要求所述8的方法，其中，减小所述电动机峰值速度的步骤包括选自由以下各项构成的组中的动作，所述各项为：降低所述电动机的平均速度，减少速度调制的幅度，改变所述电动机的占空因数，以及它们的组合。
12.如权利要求1所述的方法，在步骤a)之前进一步包括：
a)将所述第一叶轮与病人的体血管系统耦接在一起；以及
b)将所述第二叶轮与病人的肺血管系统耦接在一起。
13.一种人工心脏系统，包括：
a)人工心脏，所述人工心脏包括了耦接到转子的电动机，所述转子在其相对的端部处承载了第一叶轮和第二叶轮，其中：
i)所述第一叶轮与病人的体血管系统连通；并且
ii)所述第二叶轮与病人的肺血管系统连通；
b)电源；以及
c)耦接到所述电源和泵的控制器，所述控制器编程为：
i)使用所述电动机驱动所述转子，以便使血液从所述第一叶轮通过所述体血管系统、所述第二叶轮、所述肺血管系统、并返回到所述第一叶轮来进行循环；
ii)基于第一电动机参数确定所述体血管系统的阻力；
iii)基于第二电动机参数确定通过所述体血管系统的流率；以及
iv)改变所述人工心脏的至少一个运行参数，以便保持所述体血管系统的体流量和阻力之间的预定关系。
14.如权利要求13所述的人工心脏系统，其中，所述第一电动机参数与输送到所述电动机的电功率成比例。
15.如权利要求13所述的人工心脏系统，其中，所述第二电动机参数与输送到所述电动机的电功率成比例。
16.如权利要求13的所述人工心脏系统，其中，所述控制器进一步编程为调制所述转子的速度以产生脉动流。
17.如权利要求16所述的人工心脏系统，其中，所述控制器进一步编程为基于体血管阻力改变速度调制的程度。
18.如权利要求13所述的人工心脏，其中，所述至少一个运行参数选自以下各项构成的组，所述各项为：平均速度、电脉冲重复频率、速度脉动、泵的占空因数、以及它们的组合。
19.如权利要求13所述的人工心脏系统，其中：
a)所述转子承载了磁性组件；
b)电气定子围绕所述转子；以及
c)所述磁性组件轴向上比所述定子短，使得所述转子可在壳体内轴向地移动，以响应于流体压力在所述第一叶轮和所述第二叶轮的入口处的变化来改变所述第一叶轮和所述第二叶轮的相对性能。
20.一种控制泵的方法，所述泵包括了耦接到转子的电动机，所述转子在其相对的端部处承载了第一叶轮和第二叶轮，所述方法包括：
a)使用所述电动机驱动所述转子，以便使流体从所述第一叶轮通过第一流体线路、所述第二叶轮、第二流体线路、并返回到所述第一叶轮来进行循环；
b)调制所述转子的速度以产生脉动流；
c)监视表示了抽吸或摩擦的电动机参数；以及
d)响应于对所述抽吸或摩擦的表示，减小电动机峰值速度。
21.如权利要求20所述的方法，其中，所述电动机参数是电动机电流中变化率的绝对值。
22.如权利要求20所述的方法，其中，所述电动机参数是到所述电动机的标准化的电流输入中的变化。
23.如权利要求20所述的方法，其中，减小所述电动机峰值速度的步骤包括选自由以下各项构成的组中的动作，所述各项为：降低所述电动机的平均速度，减少速度调制的幅度，改变所述电动机的占空因数，以及它们的组合。
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