CN103328018A - 血泵中的流量估计 - Google Patents

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Abstract

处于可植入的血泵中的血液的流速是至少部分基于与泵的转子上的推力有关的参数来确定的。所述参数可以是与所述转子沿着其轴的位移有关的参数，例如，定子的一个或多个线圈中生成的逆电动势的函数。所述逆电动势可以在特定线圈或特定组线圈的断相阶段内进行测量，在所述断相阶段内，电机驱动电路不会向线圈或该组线圈施加电力。与推力有关的参数可以与所述转子的旋转速度、供应给所述转子的电流量值或这两者结合，一起用于确定所述流速。所述泵可以响应于所确定的流速而受到控制。

Description

血泵中的流量估计
技术领域
本发明涉及血泵、使用血泵的方法，以及适合与血泵一起使用的控制电路。
背景技术
可植入的血泵可以用于对晚期心脏病患者提供协助。血泵的运行方式是从患者血管系统中接收血液并且将血液推动回患者的血管系统中。通过向患者血流增加动量和压力，血泵可以加强或替代心脏的泵血动作。例如，血泵可以配置成心室辅助装置或“VAD”。其中VAD用于协助左心室的泵血动作，该装置将血液从心脏的左心室中抽出，随后将血液排入主动脉中。
为了向心脏提供临床上有用的协助，血泵必须以相当大的血液流速来推动血液。对于成年患者，心室辅助装置可以布置成在泵中约10-110mm Hg的压差下，以约1-10升/分钟的速率来抽取血液，这取决于患者的需要。患者的需要可以根据年龄、身高以及其他因素而有所不同。
需要对血液受血泵推动时的速率进行监控。例如，如果VAD以某一流速运行，该流速超过血液进入心室的流入速率，那么VAD将在心室内创造出吸入条件，其中心室会受到损坏，并且基本上没有血液。此条件不符合需要。在这种条件下，流过泵的流速将会急剧下降。同样地，如果泵的入口或出口被堵塞，那么流速将会下降。如果流过泵的流速不够，那么该装置将不能向患者提供充分的循环协助。过量流量也可能会产生不符合需要的条件。因此，需要提供一种血泵控制器，所述血泵控制器可以对其控制的血泵所产生的血液流速进行监控。
发明内容
本发明的一个方面提供一种可植入的血泵系统。根据本发明这个方面的系统在理想情况下包括泵和控制电路。所述泵包括：具有轴的外壳以及设置在所述外壳内的转子，所述转子围绕所述轴是可旋转的。所述控制电路可操作地耦接到所述泵上，并且经配置以确定与转子上沿着轴的推力有关的参数，并且至少部分基于所述参数来确定血液的流速。所述控制电路可以经配置以至少部分基于所确定的流速来对泵的运行进行控制。与推力有关的参数可以是泵定子的一个或多个线圈中生成的逆电动势。
在另一方面，控制电路提供用于对血泵的运行进行控制。根据本发明这个方面的控制电路在理想情况下包括参数确定电路和流速确定电路。在理想情况下，参数确定电路可运行以确定与泵的转子产生的推力有关的参数。流速确定电路可运行以至少部分基于所述参数来确定血液的流速。泵驱动电路也可以运行以基于所确定的流速来控制泵。
在本发明的又一方面，提供一种用于对可植入的血泵进行控制的方法。所述方法在理想情况下包括：确定与泵的转子产生的推力有关的参数，以及确定流过泵的血液的流速，其中所述流速是基于参数和泵的转子的旋转速度来确定的。所述方法也可以包括基于所确定的流速来对泵的运行进行控制。
附图说明
图1是根据本发明的一项实施例的血泵系统的局部截面示意图。
图2是沿着图1中的线2-2截取的截面示意图。
图3是图1所示血泵系统的部分功能块局部截面示意图。
图4描绘了在图1至图3所示的血泵定子中的线圈两端采样得到的电压曲线图。
图5是示出在图1至图3所示的血泵系统中使用的硬件和软件的示意图。
图6是描绘图1至图3所示的血泵系统运行中的某些关系的图表。
图7描绘了图1至图3所示系统所用的操作方法的流程图。
图8和图9是描绘图7所示的方法中的多个部分的细节流程图。
图10是根据本发明的另一项实施例的血泵系统的局部的部分块局部截面示意图。
具体实施方式
图1至图3描绘了根据本发明的一项实施例的血泵系统100。根据此项实施例的血泵系统100包括控制电路140，所述控制电路140经由馈电电线(cable feed)150连接到血泵101上。血泵101包括界定孔112的外壳110，所述孔112具有一个轴A。转子120设置在所述孔内。转子120具有永久磁化作用，其中磁通方向垂直于所述孔的轴。转子构成推动器，所述推动器经配置以在转子转动时，在垂直于孔112的下游方向D上推进血液。
泵还包括定子130。所述定子包括线圈132a-132e(图2示出)，所述线圈以y形或三角形配置连接，并且放置在外壳110的圆周周围。所述线圈布置成成对地在直径上彼此相对。因此，线圈132a和132b形成一对，线圈132c和132d形成另一对，以及线圈132e和132f形成另一对。当使用三相电流对线圈进行驱动时，所述线圈会提供垂直于孔轴指向的磁场，并且所述磁场会围绕所述轴旋转。所述磁场将与引起转子转动的转子120的磁场相互作用。在运行中，转子120可以在磁力、流体动力或这两者的组合的作用下悬置于孔112内。在理想情况下，这些力支撑转子，使得转子在正常运行期间不会接触外壳110。关于悬置转子式血泵(例如泵101)的进一步细节已由标题为“具有多槽转子的轴流泵(Axial Flow Pump with Multi-Grooved Rotor)”的第20070100196号美国公开专利申请案中提供出，该申请案的公开内容以引用的方式并入本文中。
控制电路140包括驱动电路310、电流确定模块320、速度确定模块330、BEMF测量模块340、变换模块350、流量确定模块360，以及泵控制模块370。这些模块参考它们各自的功能进行描绘和论述。模块320-370中的一个或多个模块可以使用软件来实施，所述软件在包括通用或专用处理器的计算机系统中、在数字电路系统中或使用模拟电路系统来运行。
驱动电路310是用于以三相电流为泵101提供电力的电路。三相电流中的每一相都优选地采用通常的矩形波形式，所述矩形波包括：交替的断开或“断相(open-phase)”阶段和接通或“闭相(closed-phase)”阶段，在断相阶段中，驱动电路不施加电力；在闭相阶段中则施加电力。各个相的各阶段经布置，使得在任何时候，都有两对线圈处于接通或闭相状态，并且一对线圈处于断开或断相状态。各个相的断相和闭相阶段经布置，使得各对线圈会依次进入断相状态，从而产生旋转磁场以致动转子。驱动电路310在每个接通或闭相阶段内运用脉冲宽度调制。因此，在每个接通或闭相阶段内，施加到线圈对上的电压会反复地在零与脉冲调制或斩波频率下的所选最大值之间变动，所述频率比反复的闭相和断相阶段构成的矩形波形的频率要高出很多。
例如，图4描绘了线圈对132a和132b两端的电压。在每个接通或闭相阶段410和430内，由驱动电路所施加的电压反复地进行斩波操作或脉冲宽度调制操作。在断相阶段420和440内，线圈132a和132b未被驱动电路310通电。在断相阶段内，在线圈132a和132b两端出现的电压相对较小。此电压主要由旋转的磁性转子120在线圈对132a和132b中感应到的电压组成。此种感应电压称为“BEMF”的逆电动势。BEMF通常以正弦曲线的方式变化，断相阶段对应于正弦变化的零交点。在断相阶段内出现在线圈对上的电压还包括一些更高频率的成分，它们表示由处于闭相或接通状态的其他线圈中所存在的经脉冲宽度调制的波动电流在对132a和132b中感应到的电压。在断相阶段420和440内，线圈对132a和132b两端的电压小于给定的阈值(例如，+/-0.5V)。
回到图3，电流确定模块320可以包括用于确定供应给泵101的电流量的硬件和/或软件。例如，电流确定模块可以包括：与线圈对132a和132b串联的已知电阻；以及模拟/数字转换器，所述模拟/数字转换器经布置以对已知电阻两端的电压进行采样，使得每个此种样本都表示流过线圈对的瞬时电流；以及平均化电路，所述平均化电路经布置以对这些样本进行平均，从而提供穿过线圈对的平均电流的量度。
控制电路进一步包括电压采样电路315。电压采样电路可以包括模拟/数字转换器，所述模拟/数字转换器在线圈对132a和132b两端进行连接，并且经布置以获取在线圈对两端出现的电压的连续样本。电压采样电路也可以包括数字滤波器，用于在处于或高于驱动电路所用的脉冲宽度调制或斩波频率的频率下，抑制采样电压的变化，从而提供滤波后的一系列值。或者，采样电路可以包括连接在A/D转换器与线圈对之间的模拟低通滤波器。
速度确定模块330可操作地连接到采样电路315上，以从采样电路中接收滤波后的值。所述速度确定模块经布置以从这些值中推导出磁场的旋转速度，并且因此推导出转子120的旋转速度。例如，所述速度确定模块可以经布置以，将线圈对132a和132b上的电压降到低于与断相阶段相关联的阈值这一时间记录为断相阶段的起点，并且计算出连续的断相阶段起点之间的时间间隔。旋转速度与此时间成反比。
BEMF测量模块340也经连接，以从采样电路315中接收采样的电压值流，并且记录断相阶段内的滤波后的电压值。这些滤波后的值表示泵生成的BEMF。变换模块350连接到BEMF测量模块340上。变换模块对BEMF测量模块340收集到的数据进行处理，以确定BEMF函数的值。本文中，函数被称为F(BEMF)。F(BEMF)可以是在每个断相阶段内，BEMF相对于时间的变化率，即，BEMF比上时间所得的斜率的绝对值。与BEMF测量模块340一样，变换模块350也可以使用硬件和/或软件来实施。
流量确定模块360可以包括用于确定血液受泵101推动时的速率的硬件和/或软件。流量确定模块可操作地连接到电流确定模块320、速度确定模块330以及变换模块350上，使得流量确定模块360接收表示电流、速度以及F(BEMF)的值。流量确定模块经布置以基于此信息来确定泵产生的流速，下文将对此进一步论述。泵控制模块370可操作地链接到流量确定模块360上，使得泵控制模块370从流量确定模块接收表示流速的值。泵控制模块也链接到驱动电路310上。泵控制模块经布置以至少部分基于流速来确定所需的泵速度，并且相应地命令驱动电路310。因此，泵控制模块可以基于流量确定模块370确定的血液流速(如下文进一步论述)来控制泵101。
在运行中，控制电路140经由驱动电路310向泵101提供电力，从而引起转子120自旋。当转子120自旋时，血液通过流入端380进入泵101中，之后，转子120从流出端390推动血液。当血液流过泵101时，血液会对转子120施加推力。此种推力的量值与流过泵的血液的流速有关。
如上所述，转子120在磁力和流体动力的作用下被固定在适当位置。然而，这些力不会固持住具有无限刚度的转子。因此，施加到转子120上的推力会致使转子120朝着流入端380移动一个位移距离D。对于至少一些范围的推力值，距离D与推力的量值有关，并且因此与血液流速有关。为简洁起见，图3中极其夸大地示出了距离D；实际上，与转子和泵的尺寸相比，距离D较小。转子120的轴向位移也会改变泵的转子与线圈132之间的对准。这会改变转子与定子的线圈之间的磁相互作用，并且因此改变BEMF。此种改变的影响将尤其取决于在零推力条件下转子与线圈之间的对准并且取决于转子和线圈的配置。然而，对于具有特定粘度血液且以特定速度运行的任何特定泵，此种效果是可重复和可预测的。图6中的曲线620示出对于图1至图3所示的泵，在一个泵速度和血液粘度下BEMF与流速之间的关系。在图1至图3所示的特定实施例中，BEMF随着血液流速至少在零与流速T之间的范围中增加而增加。尽管本发明不受任何操作理论的限制，但是应相信，转子上的推力是指向上游朝着泵的入口端的反作用力分量和指向下游朝着出口端的粘力分量的合力。在零流量时，反作用力分量占优势，并且因此推力指向上游。随着流速从零增大，粘力分量增大，并且因此推力的量值减小。随着推力减小，距离D减小并且转子移动成与线圈更好地对准，使得BEMF增加。
由于F(BEMF)(在断相阶段中BEMF的变化率)与BEMF成正比，因此相同的曲线620描绘了F(BEMF)与血液流速之间的关系。换言之，F(BEMF)是与转子上的推力有关的参数。流量确定模块360部分基于此参数来确定流过泵的血液流速，如下文进一步阐述。同样如图6所示，泵所消耗的电流也随流速变化。曲线610描绘了在特定的泵运行速度下，电流随着流速的变化。流量确定模块360使用电流和F(BEMF)来确定流速。简而言之，流量确定模块使用F(BEMF)的值以及F(BEMF)之间的关系来推导出流速的初始估计值。如果此初始估计值指示出流速低于本文中称为“基准”值的值M，那么流量确定模块使用电流值以及曲线610左侧区域中指示的电流与流速之间的关系来确定流速。如果流速的初始估计值指示出流速高于基准值M，那么流量确定模块使用电流值以及曲线610右侧区域中指示的电流与流速之间的关系来确定流速。
在理想情况下，上文参考图3所论述的各个模块至少部分由通用处理器来实施，所述通用处理器执行与各个模块相关联的功能。图5描绘了此种实施方式。如图所示，控制电路140使用处理器510、存储器520、数据530、指令540以及接口550来实施。存储器520存储可由处理器510存取的信息，所述信息包括可以由处理器510执行的指令540。存储器还包括数据530，所述数据530可以由处理器进行检索、操纵或存储。存储器可以是能够对可由处理器存取的信息进行存储的任何类型，例如，硬盘驱动器、存储卡、ROM、RAM、DVD、CD-ROM、能够写入(write-capable)存储器，以及只读存储器。处理器510可以是任何已知的处理器，例如，商用处理器。或者，处理器可以是专用控制器，例如，ASIC。
数据530可以根据指令540由处理器510进行检索、存储或修改。数据也可以格式化为任何计算机可读格式，例如，但不限于二进制值、ASCII或统一码。此外，数据可以包括足够用于识别相关信息的任何信息，所述相关信息例如，编号、描述性文本、专有代码、指针、对存储在其他存储器中(包括其他网络位置)的数据参考或函数用来计算相关数据的信息。
电流-流量表532是图6中所描绘的函数610的表格表示法。电流-流量表532可以识别出在给定量的电流用于为泵101提供电力时所得到的一个或多个血液流速。电流-流量表532的一个实例提供为表1。如图6所示，电流与流量之间的关系610不是单值函数。例如，曲线610示出当C安培用于为泵101提供电力时，泵101可以以F1L/min或F2L/min的速率来推动血液。换言之，该曲线图示出在此实施例中，电流与血液流速之间存在多对一的映射。同样如曲线610所示，所述关系使得对于在电流与流量关系的左侧区域中低于基准值M升/分钟的任何流量，电流与流量之间存在一对一的映射。在高于基准值M升/分钟的任何流量处，电流与流量之间存在一个不同的一对一映射。
因此，如表1所描绘，电流-流量映射表存储了每个电流值的多个流速值，一个与左侧区域相关联，一个与右侧区域相关联。在对应于基准流速的电流值(在表1的实例中为1.0安培)处，这两个值是相同的；电流-流量表532指示出当泵101用1.0安培的电流提供电力时，泵以2 L/min的速率来泵送血液。在1.2安培的电流处，血液流速为1.5L/min或3.0L/min。电流与流量关系随泵的运行速度，即，转子的旋转速率而变化。电流与流量关系也随血液的粘度而变化。血液的粘度与血细胞比容(即，红血细胞在血液中所占的容积比例)直接相关。因此，电流-流量表存储了不同的值集合，每个集合都与特定的泵运行速度和血液粘度的范围相关联。每个此种值的集合都包括基准值M。对于其他泵运行速度和粘度的值的集合通过内插法从存储的集合中计算出。.流量计算模块基于泵的运行速度以及患者的血细胞比容值或血液粘度值来选择合适的值集合，所述血细胞比容值或血液粘度值已通过接口550从外部来源供应到系统中。电流-流量表532可以实施为文件、数据结构、数据库中的一部分，或者实施为任何其他的合适形式。
表1：电流-流量映射表
电流流速 血液流速-左侧区域 血液流速-右侧区域
1.0安培 2.0L/min 2.0L/min
1.2安培 1.5L/min 3.0L/min
1.4安培 1.0L/min 4.0L/min
F(BEMF)-流量表534可以是图6中所描绘的函数620的表格表示法。F(BEMF)-流量表534识别出在F(BEMF)指示出线圈对132a和132b中的BEMF相对于时间以给定速率变化时，由泵101推动的血液的流速。BEMF与流量关系也随泵的运行速度和粘度(即，血细胞比容)而变化。因此，表534包括不同的数据集合，每个集合都与转子120的给定旋转速度和给定粘度相关联。再一次，存储的数据中未表示出的泵运行速度和血液粘度的值通过内插法来获得。
F(BEMF)-流量表534的一个实例提供为表2。根据此实例，BEMF-流量表534指示出当线圈132a中的BEMF以5.5V/s的速率变化时，泵101以2.5L/min的速率推动血液。BEMF-流量表534可以实施为文件、数据结构、数据库中的一部分，或者实施为任何其他的合适形式。
表2：BEMF-流量映射表
F(BEMF) 血液流速(10000rpm)
0.2V/s 0.75L/min
0.4V/s 1.5L/min
0.5V/s 2.0L/min
0.55V/s 2.4L/min
0.60V/s 2.5L/min
每个表中的数据都可以在实验中使用实际泵或类似配置的采样泵进行确定。此外，每个表都可以在泵101进行部署之前被预加载到存储器520中。
指令540可以是由处理器直接执行的指令(例如，机器代码)或间接执行的指令(例如，脚本)。就此而言，在本说明书中，术语“指令”、“步骤”以及“程序”可以互换地使用。指令可以以对象代码格式进行存储，以便由处理器直接处理；或者以任何其他计算机语言形式进行存储，包括根据需要进行解译或提前进行编译的独立源代码模块的脚本或集合。下文将更详细地阐述这些指令的功能、方法和例程。流量估计模块542可以包括用于如下文进一步阐述的确定泵101产生的血液流速的指令，而泵控制模块544可以包括用于控制驱动电路310(图3)的操作并且因此控制泵101的指令。下文将参考图7来进一步论述根据指令540的操作。
控制电路140可以任选地包括接口550，所述接口550将控制电路140连接到输出装置560上。接口550可以是模拟接口(例如，音频接口)或数字接口，例如，蓝牙、TCP/IP、3G以及其他接口。其中控制电路在可植入结构中实施，所述可植入结构适用于设置在患者体内，接口550可以包括用于通过患者皮肤传送信号的已知元件。输出装置560可以是扬声器、通信终端(例如，计算机、手机)或任何其他类型的装置。
尽管图5在功能上示出位于相同块内的处理器和存储器，但是将理解，处理器和存储器实际上可以包括多个处理器和存储器，这些处理器和存储器可以存储在相同物理外壳中，或者可以不存储在相同物理外壳中。存储器可以包括信息可以存储于其上的一个或多个媒介。优选地，容纳指令的媒介以永久的形式保留指令。一些或所有指令和数据可以存储在物理上远离处理器，但仍然可由处理器存取的位置中。类似地，处理器实际上可以包括可以并联运行或可以不并联运行的处理器的集合。
图7描绘了用于确定血液受泵101推动时的速率的过程700的流程图。在任务710处，控制电路140确定用于为泵101提供电力的电流量。
在任务720处，控制电路确定与因血液流离开泵101而施加到转子120上的推力有关的参数。在此项实施例中，所确定的参数为在上述线圈对132a和132b的断相阶段内的BEMF的变化率，即函数F(BEMF)。图8描绘了步骤720的子步骤。为了确定F(BEMF)，控制电路140首先对线圈对132a和132b两端的电压进行采样。例如，在一项实施例中，采样频率可以是200kHz(任务810)。随后，可以使用平均滤波器对这些样本进行滤波。例如，滤波器可以被指定为Vout[i]＝K*Vin[i]+(1-K)*Vout[i-1]，其中0＜K＜1(任务820)。随后，控制电路140识别出断相阶段。在一些方面，断相阶段是基于在预定阈值下的采样信号的电压级来确定的(任务830)。一旦识别出一个或多个断相阶段，控制电路140便确定在所识别的断相阶段内线圈132a两端的电压。所确定的电压为BEMF(任务840)。控制电路依据断相阶段内的BEMF值计算出F(BEMF)，即BEMF的变化率(任务850)。所述变化率可以使用在任何采样频率(例如，200kHz)下所获得的任何数目的电压样本(例如，2、20、200)进行测量。在理想情况下，F(BEMF)的计算会实时发生。
在任务730处，(图7)控制电路140确定转子120的旋转速度。如上所述，控制电路对线圈对132a和132b两端的电压进行采样；识别出断相阶段，在该阶段中，出现在线圈两端的电压小于阈值电压；以及确定特定线圈每单位时间中断相阶段的数目，或者等效地为连续的断相阶段之间的时间。控制电路基于此测量值来确定速度。每单位时间中断相阶段的数目越大，或者连续的断相阶段之间的时间越短，则速度越快。
在任务740处，控制电路140基于在任务720处所确定的与推力有关的参数来确定血液受泵101推动时的速率。
图9更详细地示出包含在任务740中的任务。在任务910处，针对泵运行的速度，控制终端对将BEMF斜率映射到血液流速的函数，即，F(BEMF)-流量表534(上文中的图5和表II)进行检索。在任务920处，控制电路140确定与F(BEMF)值相关联的血液流速是高于还是低于与函数620(图6)相关联的预定阈值T。如图6所描绘，阈值T是在泵运行的速度下与基准点处的血液流速M相等或近似相等的值，所述基准点将电流-流速关系610的左侧区域和右侧区域分开。控制电路可以使用F(BEMF)-流量表534(上文中的表II)并且检索出对应于F(BEMF)值的流量值。在此过程中，控制电路可以使用标准插值技术在存储的值之间进行插值操作。随后，电路将检索到的流量值与阈值T相比，并且确定由F(BEMF)指示的流量值是高于还是低于阈值T。在替代方案中，由于F(BEMF)与流量之间存在一对一映射，因此可以执行相同的步骤，方式是仅将F(BEMF)与记为T′的F(BEMF)阈值(图6)相比较，所述阈值T′对应于流量的阈值T。如果使用此种替代方法，那么存储器可以不存储整个F(BEMF)-流量表534，而是相反地可以仅存储与每个运行速度相关联的值T′。
在任务930处，控制电路140对函数610进行检索，所述函数610将供应给泵101的电流量映射到由泵101产生的血液流速，即，电流-流量表532(上文中的图5和表1)。
在任务940处，控制电路140分支跳转到两条不同路径中的一者。如果阈值比较(任务920)指示出F(BEMF)低于阈值T(图6)，那么执行任务950。否则，控制电路140执行任务960。
在任务950处，控制电路140基于函数610的左侧部分来确定血液受泵101推动时的速率。为了求算出函数610左侧部分的值，控制电路140可以将电流值用作索引，并且从涉及左侧部分的电流-流量表532(以及上文中的表1)中的条目中检索出对应的流量值。或者，控制电路140可以获得对应于相同电流量的两个或两个以上的血液流速值，并且随后选择最小的一者。在任何一个过程中，当电流值落入存储值之间时，可以使用标准插值技术。
在任务960处，控制电路140基于函数410的右侧部分来确定血液受泵101推动时的速率。为了求算出函数610右侧部分的值，控制电路140可以将电流值用作索引，并且从涉及右侧部分的电流-流量表532(以及上文中的表1)中的条目中检索出对应的流量值。或者，控制电路140可以获得对应于相同电流量的两个或两个以上的血液流速值，并且随后选择最大的一者。在任何一个过程中，当电流值落入存储值之间时，可以使用标准插值技术。
在任务750处(图7)，控制电路740控制泵101的运行，或者采取其他措施来对所确定的流速作出响应。例如，控制电路可以维持在预设周期(例如，几分钟)内所确定的流速的设定值以及流速的移动平均值。流速设定值可以是固定值或在生理参数基础上确定的值，所述生理参数例如，患者的心率、呼吸速率或血氧含量。如果新的流速值比移动平均值低有预定量以上，那么这可以指示出或者泵已在入口处创造了吸入条件，或者泵的出口处被堵塞。例如，当泵从左心室将血液抽出时，泵的入口所在位置处可能产生吸入条件，使得随着心脏跳动，入口的开口逐渐贴靠心室的壁，随后开口被堵塞。在这种情况下，流速可以随着心脏的跳动运动周期性地堵塞和疏通入口而发生波动。相反地，在泵的出口被堵塞时，流速通常会保持在较低的值而不会出现此种波动。控制电路可以区分泵的此种吸入条件与不断堵塞。在发现吸入条件时，控制电路可以命令驱动电路瞬间减小泵的速度，从而帮助清除该条件。如果流速响应于速度的这种瞬间减小而增大，那么控制电路可以命令驱动电路逐渐增大泵的速度。如果泵速度的瞬间减小不会改善低流速情况，那么控制电路可以通过接口550(图5)向输出装置560发出警报信号(任务760，图7)，从而使患者或护理者知道此问题。同样，如果流速减小指示发生堵塞，那么控制电路可以发出相同的警报信号或不同的警报信号。如果确定了血液的移动平均值流速低于设定值，那么控制电路140可以增大泵101的速度。如果血液流速高于设定值，那么控制电路140可以减小泵速度。
图7至图9提供为实例。与图7至图9相关联的任务中的至少一些任务可以以不同于所呈现的顺序执行、同时执行或完全省略。
在上述实施例中，流速的计算基于BEMF的特定函数，即，断相阶段内的BEMF的变化率或斜率。然而，可以使用其他BEMF函数。例如，BEMF函数可以仅仅是检测到的BEMF量值。换言之，如本发明中所用的表达“BEMF函数”包括BEMF本身以及其他BEMF函数。将BEMF函数用作流速确定的参数是尤其有利的，因为不需要将任何额外的传感器加入泵中。实际上，泵的线圈用作测量BEMF的传感器，并且因此测量转子的位移以及间接地测量了转子上的推力。
可以使用与转子上的推力有关的其他参数来代替BEMF函数。例如，当除了可以直接测量转子轴向位置的线圈以外，泵还配备有传感器时，控制电路140可以完全或部分基于传感器中产生表示位移的信号来确定流速。换言之，位移是与转子上的推力有关的参数。可以使用与转子上的推力有关的任何其他参数。
根据本发明的又一项实施例的血泵系统1000添加了包括主动控制模块的主动控制系统，所述主动控制模块对转子施加轴向力，以抵消转子上推力的效果并且将转子维持在基本恒定的轴向位置。主动控制系统的进一步实例在标题为“用优化方法以确保微型化的磁悬浮血泵(Magnetically Levitated Blood Pump With Optimization Method EnablingMiniaturization)”的第20110237863号美国公开专利申请案中提供出。
系统1000包括泵1001和控制电路1070。泵1001包括转子1020，所述转子1020设置在外壳1010内并且由定子1030致动。转子1020包括线圈1030。与泵101(图1)不同，泵1001(图10)还包括电磁铁1040a-1040b，用于生成磁场以对转子1020施加轴向力，所述轴向力与由泵1001推动的血液流施加在转子1020上的推力方向相反，但量值相似。电磁铁产生的力与推力相抵，并且使转子1020能够保持在适当位置。
控制电路1070可以包括主动控制模块1072和流量确定模块1074。主动控制模块1072可以接收输入信号1050并且还输出了控制信号1060。在此实例中，控制信号1060对电磁铁1040a-1040b中至少一者产生的磁场的量值进行控制。控制信号1060可以是引导至控制器的数字、用于为电磁铁1040a-1040b提供电力的模拟电流或任何其他信号，所述控制器对电磁铁1040a-1040b进行操作。因为控制信号1060设置了电磁铁1040a-1040b的磁场的量值，以用于对由通过泵101输出的血液流施加在转子120上的推力进行抵消，所以控制信号与推力有直接关系。
信号1060构成与推力有关的参数的另一实例，并且它可以用于确定血液流速。流量确定模块1074可以确定由泵1001产生的血液流速，方式是接收控制信号1060并且将其与对应的血液流速相匹配。例如，一张表可以存储在控制电路140的存储器中，所述表使控制信号1060的不同值与血液流速相关。再一次，该表可以包括不同的泵运行速度和血液粘度下的不同数据集合。流量确定模块1074可以使用该表来将控制信号1060的值与对应的血液流速相匹配。
在又一些布置中，可以直接测量推力。例如，如果泵包括保持转子不做轴向运动的轴承，那么所述轴承可以添加有压电元件或其他测力传感器。测力传感器产生的信号，或信号的函数可以用作与推力有关的参数。
在上文参考图1至图9所述的实施例中，与推力有关的参数F(BEMF)用于选择电流-流量关系610(图6)中的一部分，即，曲线的左侧部分或右侧部分。在此种方法的变体中，不论何时由F(BEMF)指示的流量值低于阈值T，系统可以使用F(BEMF)-流量表534(上文中图5和表2)依据F(BEMF)直接确定流量，并且可以在由F(BEMF)指示的流量值高于阈值T时，基于电流-流量关系610的右侧部分来确定流量。在上文参考图1至图9所述的特定系统中，F(BEMF)与流量之间的关系有，对于高于阈值的值，曲线620的斜率相对较小。在此区域中，流量中发生较大变化对应于F(BEMF)中仅发生较小变化。这样难以依据F(BEMF)精确地确定流量。然而，在具有不同的转子和线圈配置的其他系统中，在要进行监控的流速的整个范围内，F(BEMF)与流量之间的关系使每单位的流速变化下的F(BEMF)变化更显著。在这些情况下，流速可以仅基于F(BEMF)来进行确定，而不需要参考泵所用的电流。同样地，当使用与推力有关的另一参数时，流速可以仅基于此种其他参数来确定。在又一替代方案中，也可以使用与推力有关的参数，例如F(BEMF)，而不需要使用电流与流量关系，即使在参数仅在流速的受限范围内有用的情况下也是如此。例如，使用与图1至图9中所用的相同F(BEMF)，系统可以检测出堵塞或吸入事件，方式是将F(BEMF)值与相对较低的阈值相比较，所述相对较低的阈值远低于图6中的阈值T′。在此种布置中，F(BEMF)被用作一个参数来控制或监控泵，而不需要将其转换成流速值。例如，系统可以经简单布置，以不论何时F(BEMF)降到阈值以下或保持低于阈值以特定时间，发出警报信号或者采取一些其他的预定措施。类似策略可以同与推力有关的其他参数一起使用。在另一变体中，系统可以求算出与F(BEMF)相关联的流速，并且将该值与较低阈值相比较，所述较低阈值低于流速的正常运行范围。
控制电路140不需要存储如上所述的查找表形式的F(BEMF)之类的参数与流量之间的关系或电流与流量之间的关系。控制电路可以根据与推力有关的参数来检索对血液受泵推动时的速率进行建模的公式并求算出其值，例如，函数620(图6所示)的公式。同样地，控制电路可以检索用于电流-流量关系的公式并求算出其值，例如，函数610的公式。
在上述实施例中，由控制电路确定的流速用于控制泵的运行。在其他实施例中，控制电路可以仅确定流速且将表示流速的信号发送到外部装置，并且可以不控制泵的运行。
由于上述系统可以确定流过植入式血泵的流速，因此系统也可以推导出泵两端的压降。在给定的粘度和泵运行速度下，流速与压降之间存在预定的关系。对于任何给定的泵设计，此种关系可以通过实验来求出并且可以用数据表来表示。因此，系统可以依据流速计算出压降，并且用压降代替速度来进行报告，或除了流速外还报告压降。
除了血液流速外，上述技术可以用于确定泵送流体的流速。此外，尽管上述实例注重于轴流泵，但是上述技术可以与其他泵一起使用，其中转子上的推力随(例如)某些径流离心泵中的流速而变化。
由于在不脱离由权利要求书所定义的本发明的情况下，可以使用上述特征的这些和其他变化以及组合，因此示例性方面的前述描述应采取说明的方式，而不是采取限制权利要求书所定义的本发明的方式。同样将理解，本文中上述实例(以及表达为“例如”、“包括”以及类似者的从句)的提供不应被解释为将所主张的本发明限制在特定实例中；相反地，这些实例仅意图说明多个可能方面中的一些方面。

Claims (40)

1.一种可植入的血泵系统，其包括：
(a)泵，所述泵包括具有轴的外壳以及设置在所述外壳内的转子，所述转子围绕所述轴是可旋转的；以及
(b)可操作地耦接到所述泵上的控制电路，所述控制电路经配置以：
确定与所述转子上沿着所述轴的推力有关的参数，以及
至少部分基于所述参数来确定血液流速。
2.根据权利要求1所述的可植入的血泵系统，其中所述控制电路基于所述参数和所述转子的旋转速度来确定流速。
3.根据权利要求1所述的可植入的血泵系统，其中所述参数与所述转子沿着所述轴的位移有关。
4.根据权利要求1所述的可植入的血泵系统，其中所述泵包括可操作地耦接到所述控制电路上的定子，所述定子添加有多个线圈，用于向所述转子施加旋转的磁场。
5.根据权利要求4所述的可植入的血泵系统，其中所述参数基于所述多个线圈中的一个或多个线圈中的逆电动势(BEMF)。
6.根据权利要求4所述的可植入的血泵系统，其中所述控制电路进一步可运行以：
在断相阶段内，对所述定子中的第一线圈两端的电压进行采样，在所述断相阶段内：
(i)所述第一线圈未受到驱动，以及
(ii)所述定子中的至少一个其他线圈受到驱动；
从而确定所述断相阶段内的逆电动势(BEMF)函数，其中所述血液流速是至少部分基于所述BEMF函数和所述转子的旋转速度来确定的。
7.根据权利要求6所述的可植入的血泵系统，其中所述控制电路包括耦接到存储器上的处理器，所述存储器存储某张表，所述表使所述断相阶段内的所述BEMF函数的不同值以及所述转子的旋转速度与不同流速相关。
8.根据权利要求6所述的可植入的血泵系统，其中所述控制电路可运行以基于所采样的电压来确定所述转子的所述旋转速度。
9.根据权利要求6所述的可植入的血泵系统，其中所述控制电路经配置以与所述BEMF函数和所述转子的旋转速度结合，基于供应给所述泵的电流量来确定血液流速。
10.根据权利要求9所述的可植入的血泵系统，其中所述控制电路可运行以仅在基于所述BEMF函数以及所述转子的旋转速度的所述流速低于阈值时，基于所述BEMF函数和速度来确定所述血液流速；并且，在基于所述BEMF函数以及所述转子的旋转速度的所述流速高于所述阈值时，基于所述电流量来确定所述血液流速。
11.根据权利要求9所述的可植入的血泵系统，其中所述血液流速以某个函数与电流相关，使得对于至少一些电流值，电流与流速之间存在两对一的映射，这样，存在低于阈值的第一流速值以及高于所述阈值的第二值，并且其中所述系统根据基于所述BEMF函数以及所述转子的旋转速度的所述流速是低于还是高于所述阈值，选择所述第一值或所述第二值。
12.根据权利要求6所述的可植入的血泵系统，其中所述函数基于BEMF的变化率。
13.根据权利要求1所述的可植入的血泵系统，其中所述控制电路包括耦接到存储器上的处理器。
14.根据权利要求1所述的可植入的血泵系统，其进一步包括：
电磁铁，用于在所述转子上生成轴向磁力；以及
主动控制电路，用于生成控制信号以设置所述轴向磁力量值，从而将所述转子保持在沿着所述轴的基本固定位置处；以及
其中所述参数是由所述控制电路基于所述控制信号来确定的。
15.根据权利要求1所述的可植入的血泵系统，其中所述控制电路包括泵控制模块，用于至少部分基于所确定的流速来调节所述泵的运行。
16.一种用于对可植入的血泵的运行进行监控的控制电路，所述控制电路包括：
参数确定电路，其可运行以确定与由所述泵的转子产生的推力有关的参数；
流速确定电路，其可运行以至少部分基于所述参数来确定血液流速。
17.根据权利要求16所述的控制电路，其中所述参数与所述转子沿着所述转子的旋转轴的位移有关。
18.根据权利要求16所述的控制电路，其中所述参数与所述泵的线圈中的逆电动势(BEMF)有关。
19.根据权利要求18所述的控制电路，其中：
所述控制电路运行以在断相阶段内对所述定子中的第一线圈两端的电压进行采样，在所述断相阶段内：
(i)所述第一线圈未受到驱动，以及
(ii)所述定子中的至少一个其他线圈受到驱动；
从而求算出所述断相阶段内的逆电动势(BEMF)函数，其中所述流速是至少部分基于所述BEMF函数和所述转子的旋转速度来确定的。
20.根据权利要求19所述的控制电路，其进一步包括：
处理器；以及
耦接到所述处理器上的存储器，所述存储器存储某张表，所述表使所述断相阶段内的所述BEMF函数的不同值以及所述转子的旋转速度与不同流速相关。
21.根据权利要求19所述的控制电路，其中所述控制电路可运行以基于所采样的电压来确定所述转子的所述旋转速度。
22.根据权利要求19所述的控制电路，其中所述控制电路进一步经配置以至少部分基于供应给所述泵以驱动所述泵的电流量值来确定所述血液流速。
23.根据权利要求22所述的控制电路，其中仅在基于所述BEMF函数以及所述转子的旋转速度的所述流速低于阈值时，所述血液流速是基于所述BEMF函数和速度来确定的；并且在所述流速高于所述阈值时，所述血液流速是基于供应给所述泵的所述电流量值来确定的。
24.根据权利要求22所述的可植入的血泵系统，其中所述血液流速以某一函数与电流相关，使得对于至少一些电流值，在电流与流速之间存在两对一的映射，这样，存在低于阈值的第一流速值以及高于所述阈值的第二值，并且其中所述系统根据基于所述BEMF函数以及所述转子的旋转速度的所述流速是低于还是高于所述阈值，选择所述第一值或所述第二值。
25.根据权利要求19所述的控制电路，其中所述BEMF函数是所述BEMF的变化率。
26.根据权利要求16所述的控制电路，其进一步包括泵控制模块，所述泵控制模块可运行以至少部分基于由所述流速确定电路所确定的所述流速来对所述泵的运行进行控制。
27.根据权利要求16所述的控制电路，其中与推力有关的所述参数是控制信号的函数，所述控制信号被施加给电磁铁以将所述转子保持在所述泵内的适当位置。
28.一种用于对可植入的血泵的运行进行监控的方法，所述方法包括：
确定与由所述泵的转子产生的推力有关的参数；以及
确定流过所述泵的血液流速，其中所述流速是至少部分基于所述参数和所述泵的转子的旋转速度来确定的。
29.根据权利要求28所述的方法，其中所述参数与所述转子沿着所述转子的旋转轴的位移有关。
30.根据权利要求28所述的方法，其中所述泵包括用于使所述转子旋转的定子，所述定子包括多个线圈，用于产生旋转的电场。
31.根据权利要求30所述的方法，其进一步包括：
在断相阶段内，对所述定子中的第一线圈两端的电压进行采样，在所述断相阶段内：
(i)所述第一线圈未受到驱动，以及
(ii)所述定子中的至少一个其他线圈受到驱动；以及
并且求算出所述断相阶段内的逆电动势(BEMF)函数，其中所述流速是基于所述BEMF函数和所述转子的旋转速度来确定的。
32.根据权利要求31所述的方法，其进一步包括基于所采样的电压来确定所述转子的所述旋转速度。
33.根据权利要求31所述的方法，其进一步包括：至少部分基于供应给所述泵的电流量值来确定流过所述泵的所述血液流速。
34.根据权利要求33所述的方法，其中仅在基于所述BEMF函数以及速度的所述流速低于阈值时，所述血液流速是基于所述BEMF函数和速度来确定的；并且在基于所述BEMF函数以及所述转子的旋转速度的所述流速高于所述阈值时，所述血液流速是基于所述电流量值来确定的。
35.根据权利要求33所述的方法，其中所述血液流速以某一函数与电流相关，使得对于至少一些电流值，在电流与流速之间存在两对一的映射，这样，存在低于阈值的第一流速值以及高于所述阈值的第二值，并且其中根据基于所述BEMF函数以及所述转子的旋转速度的所述流速是低于还是高于所述阈值，选择所述第一值或所述第二值。
36.根据权利要求32所述的方法，其中所述BEMF函数是BEMF的变化率。
37.根据权利要求31所述的方法，其进一步包括基于所确定的流速来对所述泵的运行进行控制。
38.一种可植入的血泵系统，其包括：
(a)泵，所述泵包括具有轴的外壳以及设置在所述外壳内以围绕所述轴旋转的转子；以及固定到所述外壳上的定子，所述定子添加有多个线圈，用于向所述转子施加旋转的磁场
(b)控制电路，所述控制电路可操作地耦接到所述定子的所述线圈中的至少一者上，所述控制电路经配置以监控所述多个线圈中的一个或多个线圈中的逆电动势(BEMF)函数。
39.根据权利要求38所述的可植入的血泵系统，其中所述控制电路可运行以：
在断相阶段内，对所述定子中的第一线圈两端的电压进行采样，在所述断相阶段内：
(i)所述第一线圈未受到驱动，以及
(ii)所述定子中的至少一个其他线圈受到驱动；
从而确定所述断相阶段内的逆电动势(BEMF)函数。
40.根据权利要求38所述的可植入的血泵系统，其中所述控制电路可运行以至少部分基于所述BEMF函数来计算出流过所述泵的血液流速。
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