CN107614029A - 基准点优化 - Google Patents

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Abstract

基于与流量相关的参数——如与可植入血泵(101)的转子上的推力相关的参数，确定通过所述泵的血液流速。供应到所述泵的电流量用于确定第一流速值(F1)和第二流速值(F2)中的每一者。所述第一和第二流速值中的每一者结合与所述泵的所述转子上的推力相关的所述参数用于计算通过所述泵的血液流速。

Description

基准点优化
相关申请的交叉引用
本申请要求于2014年11月26日提交的美国临时专利申请号62/084,742的申请日的权益，所述美国临时专利申请的公开内容通过引用结合在此。
技术领域
本发明涉及血泵，涉及使用血泵的方法，并且涉及被适配成用于与血泵一起使用的控制电路。
背景技术
可植入血泵可以用于向具有晚期心脏病的患者提供辅助。血泵通过从患者的血管系统接收血液并且将血液推动回至患者的血管系统来进行操作。通过向患者的血流增加动量和压力，血泵可以增强或替代心脏的泵送动作。例如，血泵可以被配置为心室辅助设备或“VAD”。当VAD用于辅助左心室的泵送动作时，所述设备从心脏的左心室抽取血液并且将血液排入主动脉。
为了向心脏提供临床上有用的辅助，血泵必须以相当大的血液流速推动血液。针对成人患者，取决于患者的需要，心室辅助设备可以被安排成用于在大约10mmHg-110mmHg的跨泵压差下以每分钟大约1到10升推动血液。患者的需要可以随着年龄、身高以及其他因素而改变。
令人期望的是监测由血泵推动血液的速度。例如，如果以超过血液到心室的流入速度的流速对VAD进行操作，则VAD将在心室内产生抽吸情况，其中，所述心室是收缩的并且基本上没有血液。这种情况是不期望的。在这种情况下，通过泵的流速将快速下降。同样，如果泵的入口或出口被堵塞，则流速将逐渐下降。如果通过泵的流速下降，快速地(例如，由于抽吸情况)或者逐渐地(例如，由于阻碍或阻塞)到流速不足的程度，则设备将不会向患者提供足够的循环辅助。过大的流速也可产生不期望的情况。因此，将期望的是，提供一种血泵控制器，所述血泵控制器可以监测其所控制的血泵所产生的血液流速。
此外，优选的是最小化或减少血液流量监测过程中的任何错误，以便获得对泵中的血液流量的更准确的估计。泵的某些特性(例如，供应到泵的电流，泵的转子的旋转速度等)之间的关系可能通常是已知的并且用于预测血泵中的血液流速，如采用题为“FlowEstimation in a Blood Pump(血泵中的流速估计)”的共同拥有的美国公开专利申请号2012/0245681中描述的方式，所述美国公开专利申请的公开内容以其全文结合在此。然而，这些关系通常是估计、近似的或者以其他方式从类似血泵设备中得出的，并且实际上可以从泵到泵发生变化。在对泵特征进行建模时的不准确性可进而导致在对泵的流速估计行为进行建模时的不准确性，这反过来可以导致不良血液流量估计。因此，进一步期望的是提供一种血泵监测系统，所述血泵监测系统能够优化用于确定泵中的血液流量的参数，从而最小化或减少血液流量监测过程中的错误。
发明内容
本公开的一个方面提供了一种用于监测可植入血泵的操作的方法，所述方法包括：确定供应到所述泵的电流量；基于供应到所述泵的所述电流量确定第一流速值和第二流速值；以及基于所述第一和第二流速值的组合以及加权参数来确定血液流速，从而使得所述第一和第二流速值的所述组合根据所述加权参数而变化。所述加权参数可以在所述泵的可操作流速范围内、或在所述泵的可操作流速范围的子集上单调地增大或减小。可以至少部分地基于所述加权参数与预定阈值之间的关系确定权重并将其分配给所述第一和第二流速值中的每一者。所述第一流速值的所述分配的权重可以与所述加权参数和所述预定阈值之间的所述关系成反比，并且所述第二流速值的所述所分配的权重可以与所述加权参数和所述预定阈值之间的所述关系成正比。
确定所述加权参数与所述预定阈值之间的所述关系可以包括将所述加权参数与所述阈值之间的差同预先选择的扩展值进行比较。例如，可以计算所述加权参数与预定阈值之间的绝对差，并且可以将所述绝对差与预定扩展值进行比较。在这种示例中，基于所述第一和第二流速值的组合确定所述血液流速可能受限于所述第三参数与预定阈值之间的所述绝对差何时小于所述预定扩展时。例如，如果所述绝对差大于所述扩展值，并且所述第三参数小于所述预定阈值，则可以基于所述第一流速值而不是所述第二流速值来确定所述血液流速。另外地或替代性地，如果所述绝对差大于所述扩展值，并且所述第三参数大于所述预定阈值，则可以基于所述第二流速值而不是所述第一流速值来确定所述血液流速。类似地，如果所述绝对差大于所述扩展值，所述第三参数小于所述预定阈值，并且所述转子的确定的旋转速度大于与所述确定的速度进行比较的阈值速度值，则可以基于所述第一流速值确定所述血液流速；但是如果所述确定的速度小于所述阈值速度值，则可以基于所述第三参数而不是所述第一和第二流速值中的任一者来确定所述血液流速。
在一些示例中，所述可植入血泵可以包括具有轴线的外壳、以及布置在所述外壳内并且可围绕所述轴线旋转的转子。所述加权参数可以与所述转子上沿着所述轴线的推力相关。
本公开的另一方面提供了一种用于监测可植入血泵的操作的控制电路。所述控制电路可以包括：电流确定电路，所述电流确定电路可操作用于确定供应到所述泵的电流量；流速值确定电路，所述流速值确定电路可操作用于基于供应到所述泵的所述电流量确定第一流速值和第二流速值；变换电路，所述变换电路可操作用于确定加权参数；以及流速确定电路，所述流速确定电路可操作用于基于所述第一和第二流速值的组合以及所述加权参数来确定通过所述泵的血液流速。
本公开的又另一方面提供了一种可植入血泵系统，所述可植入血泵系统包括泵，所述泵带有具有轴线的外壳、以及布置在所述外壳内的转子，所述转子可围绕所述轴线旋转；并且进一步包括以上所描述的控制电路，所述控制电路可操作地耦合至所述泵。所述泵可以进一步包括定子，所述定子可操作地耦合至所述控制电路。所述定子可以结合用于对所述转子施加旋转磁场的多个线圈，并且所述加权参数可以基于所述多个线圈中的一个或多个线圈中的反电动势(BEMF)。
本公开的又进一步方面提供了一种对通过可植入血泵的血液流速的估计进行优化的方法。所述方法可以包括：测量通过所述可植入血泵的所述血液流速；至少部分地基于以下各项来估计通过所述可植入血泵的所述血液流速：与所述转子上沿着所述轴线的推力相关的第一参数以及选自阈值和扩展值之一的第二参数；确定所述测量的流速与所述估计的流速之间的差；以及基于所述确定的差调整所述第二参数，从而使得基于所述调整的第二参数估计所述血液流速引起所述测量的流速与所述估计的流速之间的减小的差。只有在所述测量的流速与所述估计的流速之间的所述确定的差不小于阈值误差值时，所述估计、确定、调整以及可选地测量步骤才可以重复地继续。
附图说明
图1是根据本发明的一个实施例的血泵系统的示意性部分截面视图
图2是沿图1中的线2-2截取的图解截面视图。
图3是图1的血泵系统的部分功能框图、部分截面视图。
图4描绘了在图1至图3的血泵的定子中的线圈两端而采样的电压的曲线图。
图5是示意图，示出了在图1至图3的血泵系统中使用的硬件和软件。
图6是描绘图1至图3的血泵系统的操作中的某些关系的简图。
图7描绘了图1至图3的系统所使用的操作方法的流程图。
图8和图9是细节流程图，描绘了图7的方法的部分。
图10是根据本发明的另一实施例的血泵系统的部分框图、部分截面视图。
具体实施方式
图1至图3描绘了根据本发明的一个实施例的血泵系统100。根据此实施例的血泵系统100包括经由电缆馈送件150连接至血泵101的控制电路140。血泵101包括对具有轴线A的孔112进行限定的外壳110。转子120被布置在所述孔内。转子120具有永磁化，所述永磁化具有垂直于孔的轴线的通量方向。转子构成推动器，所述推动器被配置成用于当转子旋转时以平行于孔112的下游方向D推动血液。
泵还包括定子130。所述定子包括线圈132a-e(图2)，所述线圈以WYE或delta配置连接并围绕外壳110的圆周被放置。所述线圈成对地、彼此在直径上相反地被安排。因此，线圈132a和线圈132b形成一对，线圈132c和线圈132d形成另一对，并且线圈132e和线圈132f形成另一对。当使用3相电流驱动线圈时，它们提供横向指向孔轴线并且围绕轴线旋转的磁场。所述磁场将与转子120的磁场交互，从而使转子旋转。在操作中，转子120可以通过磁力、流体动力或两者的组合而悬浮在孔112内。令人期望地，这些力支撑转子，从而使得其在正常操作期间不接触外壳110。题为“Axial Flow Pump with Multi-Grooved Rotor(具有多沟槽转子的轴流泵)”的美国公开专利申请号20070100196中提供了关于悬浮转子血泵(如泵101)的进一步细节，所述美国公开专利申请的公开内容通过引用结合在此。
控制电路140包括驱动器电路310、电流确定模块320、以及速度确定模块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。参考模块各自的功能对所述模块进行描绘和讨论。可以使用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在使用模拟电路系统中操作的软件来实现模块310-270中的一个或多个模块。
驱动器电路310是用于使用3相电流对泵101进行供电的电路。三相电流中的每个相位优选地采用包括交替断开或“开相”周期(在所述切断或“开相”周期中，驱动电路不施加电力)以及接通或“闭相”周期(在所述接通或“闭相”周期期间，施加电力)的一般矩形波的形式。安排各相位的周期，从而使得在任何时刻，两对线圈接通或闭相并且一对线圈断开或开相。安排各相位的开相和闭相周期，从而使得各对线圈依次转到开相状态，从而产生致动转子的旋转磁场。驱动器电路310在每个接通或闭相周期期间应用脉宽调制。因此，在每个接通或闭相周期期间，施加到线圈对的电压以远高于重复闭相和开相周期的矩形波形的频率的脉冲调制或斩波频率在零与所选择的最大值之间重复地变化。
例如，图4描绘了线圈对132a和132b两端的电压。在每个接通或闭相周期410和430期间，重复地对驱动电路施加的电压进行斩波或脉宽调制。在开相周期420和440期间，驱动器电路310未对线圈132a和线圈132b通电。在开相周期期间，线圈132a和线圈132b两端出现相对小的电压。此电压主要由旋转磁转子120在线圈对132a和132b中感生的电压组成。此感生电压被称为反电动势“BEMF”。BEMF以一般正弦方式发生变化；开相周期与正弦变化的过零点相对应。在开相周期期间出现在线圈对上的电压还包括一些更高频分量，所述更高频分量表示由另一线圈中处于闭相或接通状态的波动脉宽调制电流在对132a和132b中感生的电压。在开相周期420和440期间，线圈对132a和132b两端的电压小于给定阈值(例如，+/-0.5V)。
返回至图3，电流确定模块320可以包括用于确定供应到泵101的电流量的硬件和/或软件。例如，所述电流确定模块可以包括：已知电阻，所述已知电阻与线圈对132a和132b串联；以及模数转换器，所述模数转换器被安排成用于对已知电阻两端的电压进行采样从而使得每个这种样本表示流过线圈对的瞬时电流；以及平均电路，所述平均电路被安排成用于对这些样本求平均以便提供对流过线圈对的平均电流的测量。
所述控制电路进一步包括电压采样电路315。所述电压采样电路可以包括模数转换器，所述模数转换器连接在线圈对132a和132b两端并且被安排成用于捕获跨线圈对出现的电压的连续样本。所述电压采样电路还可以包括数字滤波器，所述数字滤波器用于以驱动电路所使用的脉宽调制或斩波频率处或之上的频率来抑制采样电压的变化，从而提供经滤波的一串值。替代性地，采样电路可以包括在模数转换器与线圈对之间连接的模拟低通滤波器。
速度确定模块330可操作地连接至采样电路315以便从采样电路接收经滤波的值。所述速度确定模块被安排成用于从这些值中推出磁场的旋转速度以及因此转子120的旋转速度。例如，所述速度确定模块可以被安排成用于记录线圈对132a和132b上的电压随着开相周期的开始而下降到与开相周期相关联的阈值之下的时间，并用于计算连续开相周期的开始之间的间隔。旋转速度与此时间成反比。
BEMF测量模块340还被连接用于从采样电路315接收采样电压值的流，并且用于在开相周期期间记录经滤波的电压值。这些经滤波的值表示泵生成的BEMF。变换模块350连接至BEMF测量模块340。所述变换模块处理BEMF测量模块340收集的数据以便确定BEMF的函数值。所述函数在本文中被称为F(BEMF)。F(BEMF)可以是BEMF相对于每个开相周期期间的时间的变化速率，即，BEMF与时间的斜率的绝对值。像BEMF测量模块340那样，实现变换模块350也可以使用硬件和/或软件来实现。
流量确定模块360可以包括用于确定泵101推动血液的速率的硬件和/或软件。所述流量确定模块可操作地连接至电流确定模块320、速度确定模块330和变换模块350，从而使得流量确定模块360接收表示电流、速度和F(BEMF)的值。所述流量确定模块被安排成用于基于如以下进一步讨论的此信息来确定来自泵的流速。泵控制模块370可操作地链接至流量确定模块360，从而使得泵控制模块370从所述流量确定模块接收表示流速的值。所述泵控制模块还链接至驱动器电路310。所述泵控制模块被安排成用于至少部分地基于流速来确定期望的泵速度，并且相应地用于命令驱动器电路310。因此，所述泵控制模块可基于如以下进一步讨论的由流量确定模块370确定的血液流速来控制泵100。
在操作中，控制电路140经由驱动器电路310对泵101进行供电，由此使得转子120旋转。在转子120旋转时，血液通过流入端380进入泵101，在此之后血液被转子120从流出端390推动。随着血液流过泵101，其向转子120施加推力。此推力的幅度与通过泵的血液流速相关。
如以上所讨论的，通过磁力和流体动力将转子120保持在位。然而，这些力不保持具有无限硬度的转子。因此，施加到转子120的推力使转子120朝向流入端380移动位移距离D。针对至少某个推力值范围，距离D与推力的幅度相关，并且因此与血液流速相关。为了清楚地说明，距离D在图3中极为夸大；实际上，相比于转子和泵的尺寸，距离D较小。转子120的轴线位移还改变了转子与泵的线圈132之间的对准。这改变了转子与定子的线圈之间的磁性交互，并且因此改变了BEMF。这种改变的效果将尤其取决于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，针对具有特定粘度的血液的以特定速度进行操作的任何特定的泵，所述效果是可重复且可预测的。图6中的曲线620示出了在图1至图3的泵的一个泵速度和血液粘度处BEMF与流速之间的关系。在图1至图3的特定实施例中，BEMF至少在零与流速T之间的范围内随增大的血液流速而增大。尽管本发明不受任何操作理论的限制，但是值得相信的是，转子上的推力是在上游指向泵的流入端的反应分量与在下游指向流出端的粘性分量的合成物。在零流量时，反应分量占优势，并且因此推力指向上游。随着流速从零开始增大，粘性分量增大，并且因此推力的幅度减小。随着推力减小，距离D减小，并且转子移动到与线圈更好地对准，从而使得BEMF增大。
由于F(BEMF)(在开相周期中BEMF的变化速率)与BEMF成正比，因此相同的曲线620描绘F(BEMF)与血液流速之间的关系。换言之。F(BEMF)是与转子上的推力相关的参数。流量确定模块360部分地基于如以下进一步解释的此参数来确定通过泵的血液流速。还如图6中所示出的，泵所消耗的电流也随流速发生变化。曲线610描绘了在特定泵操作速度下电流随流速的变化。流量确定模块360使用电流和F(BEMF)两者确定流速。简言之，所述流量确定模块使用F(BEMF)值以及F(BEMF)与流速之间的关系得出流速的初始估计值。如果此初始估计值指示流速显著低于本文中称为“基准”流量值的值M，则所述流量确定模块使用电流值以及曲线610的左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流速显著高于基准值M，则所述流量确定模块使用电流值以及曲线610的右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流速既不显著高于也不显著低于基准值M，从而使得就应当使用曲线610的左区域和右区域中的哪个区域来确定流速而存在一定程度的不确定性，则所述流量确定模块使用由曲线610的左区域和右区域确定的流速的组合来确定流速。
以上参考图3所讨论的各种模块令人期望地至少部分地由执行与各种模块相关联的功能的通用处理器来实现。图5描绘了此实现方式。如所示出的，使用处理器510、存储器520、数据530、指令540以及接口550来实现控制电路140。存储器520存储有可由处理器510访问的信息，包括可以由处理器510执行的指令540。所述存储器还包括可以由处理器检索、操纵或存储的数据530。所述存储器可以是能够存储可由处理器访问的信息的任何类型，如硬盘驱动器、存储器卡、ROM、RAM、DVD、CD-ROM、能写且只读存储器。处理器510可以是任何熟知的处理器，如可商购的处理器。替代性地，所述处理器可以是专用控制器，如ASIC。
可以由处理器510根据指令540来检索、存储或修改数据530。还可以以任何计算机可读格式(如但不限于：二进制值、ASCII或Unicode)对数据进行格式化。此外，数据可以包括足以标识相关信息的任何信息，如编号、描述性文本、专有代码、指针、对存储在其他存储器(包括其他网络位置)中的数据的引用或者由功能使用以便计算相关数据的信息。
电流与流量表532是图6中描绘的函数610的表格表示。电流与流量表532可以标识当使用给定电流量对泵101供电时所产生的一个或多个血液流速。表1提供了电流与流量表532的示例。如图6中所示出的，电流与流量之间的关系610不是单值函数。曲线610展示了例如当使用C安培对泵101进行供电时，泵101可以以F1，L/分钟或者F2，2L/分钟来推动血液。换言之，所述曲线展示了在此实施例中，电流与血液流速之间存在多对一映射。如还由曲线610所示出的，所述关系为使得对电流与流量关系的左区域中的任何流量(低于基准值M公升/分钟)而言电流与流量之间存在一对一映射。在高于基准值M公升/分钟的任何流速处，存在电流与流速之间的不同的一对一映射。
因此，如表1中所描绘的，电流与流量映射针对每个电流值存储复数个流速值，一个与左区域相关联并且一个与右区域相关联。在与基准流速(表I的示例中1.0amps)相对应的电流值处，两个值相同；电流与流量表532指示当使用1.0amps的电流对泵101进行供电时，其以2L/分钟的速度泵送血液。在1.2amps的电流处，血液流速为1.5L/分钟或3.0L/分钟。电流与流量关系随泵的操作速度(即，转子的旋转速度)而发生变化。电流与流量关系还随血液粘度而发生变化。血液粘度与血细胞比容直接相关，即，红细胞占血容量的比例。因此，电流与流量表存储不同的值集合，每个值集合与特定的泵操作速度和血液粘度的范围有关。通过插值从所存储的集合中计算针对其他泵操作速度和粘度的值集合。流量计算模块基于泵的操作速度以及患者的已经通过接口550从外部源供应给系统的血细胞比容或血液粘度值来选择适当的值集合。电流与流量表532可以作为文件、数据结构、数据库的一部分或者采用任何其他合适的形式被实现。
电流流速 血液流速左区域 血液流速右区域
1.0amps 2.0L/分钟 2.0L/分钟
1.2amps 1.5L/分钟 3.0L/分钟
1.4amps 1.0L/分钟 4.0L/分钟
表1：电流与流量映射
F(BEMF)与流量表534可以是图6中描绘的函数620的表格表示。当F(BEMF)指示线圈对132a和132b中的BEMF以相对于时间的给定速率发生变化时，F(BEMF)与流量表534标识泵101推动的血液流速。BEMF与流量关系还随泵操作速度和粘度(即，血细胞比容)而发生变化。因此，表534包括不同的数据集，每个数据集与转子120的给定旋转速度和给定粘度相关联。这里再一次，通过插值得出未在所存储的数据中表示的泵操作速度值和血液粘度值。
表2提供了F(BEMF)与流量表534的示例。根据此示例，BEMF与流量表534指示当线圈132a中的BEMF以5.5V/s的速率发生变化时，泵101以2.5L/分钟的速率推动血液。BEMF与流量表534可以作为文件、数据结构、数据库的一部分或者采用任何其他合适的形式被实现。
表2：BEMF与流速映射
给定泵的基准BEMF值536还包括在数据530中。基准BEMF值536提供就流量确定模块是否应当使用在曲线610(图6)的左区域或右区域中指示的电流与流速之间的关系的指示，以及这种指示的一定程度的不确定性。基准中点T是与曲线610的左区域与右区域之间的流速相关的F(BEMF)值。所述基准中点的中心处于本文中称为基准带的F(BEMF)值范围中。所述基准带覆盖被认为既不显著小于也不显著大于基准中点T的F(BEMF)值的范围。扩展S被限定为基准带的一半。换言之，扩展S等于基准中点T与基准带内的最大F(BEMF)值和最小F(BEMF)值中任一值之间的绝对差。与表532和534一样，基准BEMF值536可以作为文件、数据结构、数据库的一部分或者采用任何其他合适的形式被实现。
可以使用实际泵或具有类似配置的样本泵来实验性地确定数据。此外，这些表中的每一个都可以在部署泵101之前预先加载到存储器520中。相对于基准BEMF值，这些值也可以预先加载到存储器520中。随后可以使用以下更加详细描述的优化协议来优化预先加载的值。
指令540可以是待由处理器直接(如机器代码)或间接(如脚本)执行的指令。在那一方面，本文中可以可交换地使用术语“指令”、“步骤”和“程序”。指令可以以目标代码格式被存储以供处理器直接处理，或者以包括脚本或按需求解释或提前编译的独立源代码模块的集合的任何其他计算机语言被存储。以下更加详细地解释了指令的功能、方法和例程。流量估计模块542可以包括用于确定如以下进一步解释的由泵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。以下关于图7进一步讨论了根据指令540的操作。
控制电路140可以可选地包括将控制电路140连接至输出设备560的接口550。接口550可以是模拟接口(例如，音频接口)或者数字接口(如蓝牙、TCP/IP、3G以及其他)。当采用被适配成用于布置在患者体内的可植入结构来实现所述控制电路时，接口550可以包括用于通过患者皮肤传送信号的已知元件。输出设备560可以是扬声器、通信终端(例如，计算机、手机)、或任何其他类型的设备。
尽管图5将处理器和存储器在功能上图示为在同一块内，但是将理解的是，处理器和存储器实际上可以包括可以或可以不被存储在同一物理外壳内的多个处理器和存储器。存储器可以包括其上可存储信息的一个或多个介质。优选地，保持指令的介质以非瞬态形式保留指令。指令和数据中的一些或全部可以存储在物理上远离处理器而仍可由处理器访问的位置中。类似地，处理器实际上可以包括可以或可以不并行操作的处理器的集合。
图7描绘了用于确定泵101推动血液的速率的过程700的流程图。在任务710处，控制电路140确定用于对泵101进行供电的电流量。
在任务720处，所述控制电路确定与由离开泵101的血液流速施加到转子120上的推力有关的参数。在此实施例中，经确定的参数为函数F(BEMF)，如以上所讨论的在线圈对132a和132b的开相周期期间BEMF的变化速率。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132(b)两端的电压进行采样。在一个实施例中，例如，采样频率可以为200kHz(任务810)。然后，可以使用平均滤波器对样本进行滤波。例如，滤波器可以被指定为：V输出[i]＝K*V输入[i]+(1-K)*V输出[I-1]，其中，0≦K≦1(任务820)。控制电路140然后标识开相周期。在一些方面，基于采样信号的电压水平的开相周期处于预定阈值之下(任务830)。一旦标识了一个或多个开相周期，控制电路140就在所标识的开相周期期间确定线圈132a两端的电压。所确定的电压为BEMF(任务840)。控制电路在开相周期期间从BEMF值中计算F(BEMF)BEMF的变化速率(任务850)。可以使用以任何采样频率(例如，200kHz)采取的任何数量的电压样本(例如，2，20，200)来测量所述变化速率。令人期望地是，对F(BEMF)的计算实时地发生。
在任务730处，(图7)控制电路140确定转子120的旋转速度。如以上所讨论的，控制电路对线圈对132a和132b两端的电压进行采样，标识线圈两端出现的电压小于阈值电压的开相周期，并且确定每单位时间开相周期的数量，或者等效地，特定线圈的连续开相周期之间的时间。控制电路基于此测量确定速度。每单位时间的开相周期数量越多、或者连续开相周期之间的时间越少，速度就越快。
在任务740处，控制电路140基于与在任务720处确定的推力有关的参数确定泵101推动血液的速率。
图9中更加详细地示出了包括在任务740中的任务。在任务910处，控制终端针对泵操作的速度检索将BEMF斜率映射到血液流速的函数(即，F(BEMF)与流量表534(上文中的图5和表II))。在任务920处，控制电路140检索限定经确定的F(BEMF)与流速的基准值M之间的关系的一个或多个参数(即，基准BEMF参数536(图5))。在任务930处，控制电路140确定分配给电流与流量表(上文中的图5和表I)的左血液流速值和右血液流速值中的每个血液流速值的相对权重W％。在电流与流量表中提供的流速值的权重部分地基于泵在曲线610的左区域或右区域上进行操作的相对确定性。可以使用以下公式来计算此相对确定性：
公式1：
其中，F(BEMF)是在任务720中确定的F(BEMF)值，并且T和S是对应的基准BEMF值536。取决于BEMF值(T和S)之间的关系，W％可以等于：大于1、小于0、或在0与1之间。例如，针对超过基准带内的值的范围的F(BEMF)值，W％等于大于1。针对不超过基准带内的值的范围的BEMF值，W％小于0。针对基准带内的F(BEMF)值，W％等于0与1之间，并且随F(BEMF)呈线性比例地增加。
在任务940处，控制电路140检索将供应到泵101的电流量映射到泵101产生的血液流速(即，电流与流量表532(上文中的图5和表1))的函数610。
在任务950处，控制电路140基于W％值判定将执行两个不同任务中的哪一个任务。第一任务960基于函数610的左部分确定第一血液流速值。第二任务970基于函数610的右部分确定第二血液流速值。以下更加详细地描述了这些任务960和970。小于0的W％值以相对确定性指示正确的血液流速值在函数610的左部分上；因此，仅任务960由控制电路执行。大于1的W％值以相对确定性指示正确的血液流速值在函数610的右部分上；因此，仅任务970由控制电路执行。在0与1之间的W％值指示正确的血液流速值可以在函数610的左部分上或右部分上；因此，执行任务960和970两者。
在任务960处，为了基于函数610的左部分来确定第一血液流速值，控制电路140可以将电流值用作索引并且从电流与流速表532(以及上文中的表1)中属于左部分的条目中检索相应的流量值。替代性地，控制电路140可以获得与同一电流量相对应的两个或更多个值，并且然后选择最小的一个值。在任一过程中，当电流值落入所存储的值之间时，可以使用标准插值技术。
在任务970处，为了基于函数610的右部分来确定第二血液流速值，控制电路140可以将电流值用作索引并且从电流与流量表532(以及上文中的表1)中属于右部分的条目中检索相应的流速值。替代性地，控制电路140可以获得与同一电流量相对应的两个或更多个值，并且然后选择最大的一个值。在任一过程中，当电流值落入所存储的值之间时，可以使用标准插值技术。
在任务980处，控制电路基于所确定的第一和第二血液流速值来确定泵101推动血液的速率。在控制电路仅确定第一血液流速值的那些条件下(例如，W％大于1)，所确定的流速(任务980)为第一血液流速值。类似地，在控制电路仅确定第二血液流速值的那些条件下(例如，W％小于0)，所确定的流速为第二血液流速值。如果已经确定了第一和第二血液流速值两者，则所确定的流速可以为第一和第二血液流速值的加权平均值。例如，控制电路可以使用以下公式：
公式2：QT＝[(1-W％)*Q1]+[W％*Q2]
其中，Q1为第一血液流速值(任务960)，并且Q2为第二血液流速值(任务970)，以便确定QT，所述QT为所确定的流速(任务980)。在公式2的示例中，控制电路可以使用模糊逻辑来对第一和第二血液流速值进行彼此加权。将赋给Q1和Q2两者的权重调整成与W％的值成比例(针对Q1为反向线性，针对Q2为线性)。因此，针对小于T(但是大于T-S)的F(BEMF)值，Q1被赋有比Q2更大的权重，并且针对大于T(但是小于T+S)的F(BEMF)值，Q2被赋有比Q1更大的权重。
以上用于确定流速的计算旨在作为示例，并且可以以任何特定顺序执行或者被划分成任何数量的步骤。例如，控制电路140可以首先将F(BEMF)与T和S之间的绝对差(|T-S|)进行比较。当|T-S|大于F(BEMF)时，W％百分比或者大于1(针对S大于T的值)或者小于0(针对T大于S的值)。在这种情况下，控制电路可以继续进行任务760(针对T>S)或任务770(针对S>T)而不计算W％或QT。否则，控制电路执行任务760和770两者，并且计算W％和QT。
在任务750(图7)处，控制电路140控制泵101的操作或者响应于所确定的流速而采取其他动作。例如，控制电路可以维持流速的设定点以及流速的移动平均值(如在预设时期(如例如，几分钟)内确定的)。流速设定点可以是固定值或在生理参数(如患者的心率、呼吸率或血氧水平)的基础上确定的值。如果新流速值低于移动平均值大约预定量，则这可以指示泵已经创建了入口处的抽吸情况或者泵的出口被阻塞。例如，当泵从左心室抽血时，抽吸情况可能出现在泵的入口被定位的情况下，从而使得在心脏搏动时，入口的开口靠着心室壁并且开口被阻塞。在这种情况下，由于心脏的搏动运动周期性地阻塞和不阻塞入口，因此流速可以波动。相比而言，当泵的出口被阻塞时，流速通常将保持在低值而没有这种波动。控制电路可在泵的这种抽吸情况与连续堵塞之间进行区别。
经确定的流速还可以或替代性地用于针对基准中点和扩展而优化预先加载的基准F(BEMF)值。通常，预先加载的基准F(BEMF)值是在泵开发期间确定的估计值。可以通过将使用预先加载的值得出的流速(例如，使用图9的任务980确定的流速)与相应的经测量的流速(如由超声波流量计测量的流速)进行比较来进一步改善或优化这些估计值。所得出的流速与经测量的流速之间的差与预先加载的值中的误差相对应。然后可以调整预先加载的值(如通过增大或减小T和/或增大或减小S)，以便减少误差。可以重复地执行基于当前基准F(BEMF)值得出流量值、将那个值与经测量的流速值进行比较、以及更新基准F(BEMF)值的过程，直到误差被最小化或者维持在最小值处。当估计的流量在经测量的流量的±1.5LPM内时，误差可以被认为是最小化的或处于最小值。在一个这种示例中，当针对泵的操作速度中的一个或多个操作速度将误差认为是最小化的时，泵可以被认为是经优化的。在另一个示例中，可以使用多个泵来实现优化过程，其均值F(BEMF)值是以操作速度中的一个或多个操作速度从所述泵中的每一个处获取的。当每个泵的误差处于预定义容许区间(例如，±1.5LPM)内时，泵中的所有泵可以被认为是经优化的。减少错误的结果将是经优化的流速估计算法。
根据本发明的又另一实施例的血泵系统1000结合包括有源控制模块的有源控制系统，所述有源控制模块向转子施加轴向力以便抵消转子上的推力影响并将转子维持在基本上恒定的轴向位置。在题为“Magnetically Levitated Blood Pump With OptimizationMethod Enabling Miniaturization(使用使能够微型化的优化方法的有磁力漂浮的血泵)”的美国公开专利申请号20110237863中提供了有源控制系统的进一步示例。
系统1000包括泵1001和控制电路1070。泵1001包括布置在外壳1010内并由定子1030致动的转子1020。转子1020包括线圈1030。不像泵101(图1)，泵1001(图10)还包括电磁体1040a-b，所述电磁体用于产生向转子1020施加轴向力的磁场，所述轴向力与由泵1001推动血液的流速施加到转子1020上的推力方向相反且幅度相似。由电磁体产生的力平衡了推力并且允许转子1020保持在位。
控制电路1070可以包括有源控制模块1072和流量确定模块1070。有源控制模块1072可以接收(多个)输入信号1050并且输出(多个)控制信号1060。在此示例中，控制信号1060控制由电磁体1040a至1040b中的至少一个电磁体产生的磁场的大小。控制信号1060可以是指向操作电磁体1040a-b的控制器的数字信号、用于对电磁体1040a-b进行供电的模拟电流信号、或任何其他信号。由于控制信号1060设置电磁体1040a-b的磁场幅度(所述磁场幅度用于抵消通过泵101输出的血液流量而施加到转子100上的推力)，因此控制信号承载与推力的直接关系。
信号1060构成与推力相关的参数的另一示例，并且其可以用于确定血液流速。流量确定模块1074可以通过接收控制信号1060并将其与相应的血液流速进行匹配来确定泵1001所产生的血液流速。例如，使控制信号1040的不同值与血液流速相关的表可以存储在控制电路140的存储器中。这里再一次，所述表可以包括针对不同泵操作速度和血液粘度的不同数据集。流量确定模块1074可以使用所述表来将控制信号1060的值与相应血液流速进行匹配。
在仍其他安排中，可直接测量推力。例如，如果泵包括保持转子对着轴向移动的轴承，则所述轴承可以结合压电元件或其他力换能器。来自力换能器的信号或信号的函数可以被用作与推力相关的参数。
在以上参考图1至图9所讨论的实施例中，与推力相关的参数F(BEMF)用于选择电流与流量关系610(图6)的一部分，即，曲线的左部分或右部分。在此方法的变体中，所述系统可使用F(BEMF)与流量表534(上文中的图5和表2)直接从F(BEMF)确定流量(每当F(BEMF)值低于基准中点T时)，并且基于电流与流量关系610的右部分确定流量(当F(BEMF)在基准中点T之上时)。在一个这种变体中，可以直接从F(BEMF)确定第一血液流速值(任务960)，并且可以从曲线610的右部分确定第二血液流速值(任务970)。然后可以将从F(BEMF)和曲线610的右部分确定的血液流速进行组合(任务980)。在另一个变体中，可以从以下各项确定三个血液流速值中的每个血液流速值：(1)直接从F(BEMF)；(2)从曲线610的左部分；以及(3)从曲线610的右部分。然后可以将这三个值组合(例如，首先对值1和值2求平均，并且然后使用公式2对所述第一平均值与值3求平均)以便确定泵的血液流速。
作为进一步替代方案，所述系统可以将直接从F(BEMF)对流速的确定限制在BEMF值显著小于基准中点T(即，小于T-S)的情况下。作为另一个替代方案，所述系统可进一步将直接从F(BEMF)对流速的确定限制在以下情况下，其中：(i)BEMF值显著小于基准中点T；并且(ii)转子120的旋转速度(例如，由速度确定模块330确定)小于18kRPM。
在以上参考图1至图9所讨论的特定系统中，F(BEMF)与流量之间的关系为使得针对阈值之上的值，曲线620的斜率变得相对较小。在此区域中，流量的大变化仅与F(BEMF)的小变化相对应。这使得难以准确地从F(BEMF)确定流量。然而，在具有不同转子和线圈配置的其他系统中，F(BEMF)与流量之间的关系提供每单元待监测的整个流速范围内流速变化的更大的F(BEMF)变化。在那些情况下，可单独地基于F(BEMF)确定流速，而不参考泵所使用的电流。同样地，当采用与推力相关的另一参数时，对流速的确定可单独地基于这种另一个参数。在又另一个替代方案中，可使用与推力相关的参数(如F(BEMF))而不使用电流与流量关系，即使当参数在仅有限的流速范围内有用时。例如，使用与图1至图9中所采用的相同的F(BEMF)，所述系统可通过将F(BEMF)值与相对低的阈值(正好低于图6中的基准中点T)进行比较来检测阻塞或抽吸事件。在此安排中，F(BEMF)被用作用于控制或监测泵而不将其转换为流速值的参数。例如，每当F(BEMF)下降到低于阈值或保持低于阈值特定时间时，所述系统可以仅被安排成用于下发警报信号，或采取某个其他预定动作。类似的策略可以与和推力相关的其他参数一起使用。在另一个变体中，所述系统可以估计与F(BEMF)相关联的流量，并且将那个值与低阈值(低于流速的正常操作范围)进行比较。
控制电路140不需要采用如以上所讨论的查找表的形式存储参数(如F(BEMF))与流量之间或者电流与流量之间的关系。所述控制电路可以根据与推力相关的参数来检索并估计对泵推动血液的速率进行建模的公式，例如，函数620(图6)的公式。同样地，控制电路可以检索并估计电流与流量关系的公式，例如，函数610的公式。
在以上所讨论的实施例中，由控制电路确定的流速用于控制泵的操作。在其他实施例中，控制电路可以仅确定流速并向外部设备发送表示流速的信号，并且可以不控制泵的操作。
图7至图9作为示例被提供。可以采用与所表示的顺序不同的顺序来执行、同时执行或者一起省略与图7至图9相关联的任务中的至少一些任务。
在以上结合图6至图9所讨论的实施例中，对流速的计算基于作为BEMF的特定函数的加权参数，即，在开相周期期间BEMF的变化速率或斜率。然而，BEMF的其他函数可以被用作加权参数。例如，BEMF的函数可以仅为所检测的BEMF的幅度。换言之，如在本公开中所使用的，表达“BEMF的函数”包括BEMF自身以及BEMF的其他函数。将BEMF的函数用作用于流速确定的参数是特别有利的，因为不必将任何附加换能器结合到泵中。实际上，泵的线圈充当换能器以便测量BEMF并且因此测量转子的位移，并且间接地测量转子上的推力。
可以采用与转子上的推力相关的其他参数，而非BEMF的函数。例如，当泵配备有换能器而不是可以直接测量转子的轴向位置的线圈时，控制电路140可以全部或部分地基于来自换能器的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相关的参数。可使用与转子上的推力相关的任何其他参数。
更一般地，尽管以上实施例使用与转子上的推力相关的加权参数来确定泵的血液流速，但是可以使用在泵的可操作流速范围内单调增大或减小的任何参数。换言之，只要参数是泵的单调可操作流速函数，那个参数就可以用于做出就泵是在曲线610的左部分还是右部分上操作的判定和/或该那个判定的相对确定性。此外，可以使用在甚至泵的可操作流速范围的子集内单调增大或减小的任何参数。例如，如果参数是流速的单调函数(因为存在泵是在曲线610的左部分还是右部分上进行操作的不确定性)，则那个参数可以至少用于确定泵是在左部分还是右部分上操作的相对确定性。
在所附的题为“Fiducial Point Optimization(基准点优化)”的本公开中描述了本公开的进一步方面。
由于在不脱离如权利要求书所限定的主题的情况下可以利用以上所讨论的特征的这些和其他变体和组合，因此应当以说明而非限制如权利要求书所限定的主题的方式采取示例性方面的前述描述。还将理解的是，本文中所描述的示例的规定(以及条款短语，诸如“如”、“例如”、“包括”等)不应被解释为将所要求保护的主题限制在具体示例；而是，所述示例旨在仅展示许多可能方面中的一些方面。

Claims (25)

1.一种用于监测可植入血泵的操作的方法，所述方法包括：
确定供应到所述泵的电流量；
基于供应到所述泵的所述电流量来确定第一流速值和第二流速值；以及
基于所述第一和第二流速值的组合以及加权参数来确定血液流速，从而使得所述第一和第二流速值的所述组合根据所述加权参数而变化。
2.如权利要求1所述的方法，其中，所述可植入血泵包括具有轴线的外壳以及布置在所述外壳内并且可围绕所述轴线旋转的转子，并且其中，所述加权参数与所述转子上沿着所述轴线的推力相关。
3.如权利要求1所述的方法，其中，所述加权参数在所述泵的可操作流速范围内单调地增大或减小。
4.如权利要求3所述的方法，其中，所述加权参数在所述泵的可操作流速范围的子集上单调地增大或减小。
5.如权利要求1所述的方法，其中，至少部分地基于所述加权参数与预定阈值之间的关系来确定分配给所述第一和第二流速值中的每一者的权重。
6.如权利要求5所述的方法，其中，所述第一流速值的所述分配的权重同所述加权参数与所述预定阈值之间的所述关系成反比，并且所述第二流速值的所述所分配的权重同所述加权参数与所述预定阈值之间的所述关系成正比。
7.如权利要求5所述的方法，其中，确定所述加权参数与所述预定阈值之间的所述关系进一步包括将所述加权参数与所述阈值之间的差同预先选择的扩展值进行比较。
8.如权利要求1所述的方法，进一步包括：
计算所述加权参数与预定阈值之间的绝对差；
将所述绝对差与预定扩展值进行比较，
其中，只有在所述第三参数与预定阈值之间的所述绝对差小于所述预定扩展值时，才基于所述第一流速值和第二流速值的组合来确定所述血液流速。
9.如权利要求8所述的方法，进一步包括：
如果所述绝对差大于所述扩展值并且所述第三参数小于所述预定阈值，则基于所述第一流速值而不是所述第二流速值来确定所述血液流速；以及
如果所述绝对差大于所述扩展值，并且所述第三参数大于所述预定阈值，则基于所述第二流速值而不是所述第一流速值来确定所述血液流速。
10.如权利要求8所述的方法，进一步包括：
确定所述转子的旋转速度；以及
将所述确定的速度与阈值进行比较，
其中，如果所述绝对差大于所述扩展值，所述第三参数小于所述预定阈值，则：
只有在所述确定的速度大于所述阈值时，才基于所述第一流速值来确定所述血液流速，并且
如果所述确定的速度小于所述阈值速度值，则基于所述第三参数而不是所述第一和第二流速值中的任一者来确定所述血液流速。
11.一种用于监测可植入血泵的操作的控制电路，所述控制电路包括：
电流确定电路，所述电流确定电路可操作用于确定供应到所述泵的电流量；
流速值确定电路，所述流速值确定电路可操作用于基于供应到所述泵的所述电流量来确定第一流速值和第二流速值；
变换电路，所述变换电路可操作用于确定加权参数；以及
流速确定电路，所述流速确定电路可操作用于基于所述第一流速值和第二流速值的组合以及所述加权参数来确定通过所述泵的血液流速。
12.如权利要求11所述的控制电路，其中，所述可植入血泵包括具有轴线的外壳以及布置在所述外壳内并且可围绕所述轴线旋转的转子，并且其中，所述加权参数与所述转子上沿着所述轴线的推力相关。
13.如权利要求11所述的控制电路，其中，所述加权参数在所述泵的可操作流速范围上内单调地增大或减小。
14.如权利要求13所述的方法，其中，所述加权参数在所述泵的可操作流速范围的子集上单调地增大或减小。
15.如权利要求11所述的控制电路，其中，所述流速确定电路进一步可操作用于：
确定所述加权参数与预定阈值之间的关系；以及
基于所述关系来确定所述第一流速值和第二流速值中的每一者的对应权重。
16.如权利要求15所述的控制电路，其中，所述第一流速值的所述权重同所述加权参数与所述预定阈值之间的所述关系成反比，并且所述第二流速值的所述权重同所述加权参数与预定阈值之间的所述关系成正比。
17.如权利要求15所述的控制电路，其中，所述流速确定电路进一步可操作用于将所述加权参数与所述阈值之间的差同预先选择的扩展值进行比较，其中，基于所述比较确定所述加权参数与所述预定阈值之间的所述关系。
18.如权利要求11所述的控制电路，其中，所述流速确定电路进一步可操作用于：
计算所述第三参数与预定阈值之间的绝对差；以及
将所述绝对差与预定扩展值进行比较，
其中，只有在所述第三参数与预定阈值之间的所述绝对差小于所述预定扩展值时，所述流速确定电路才基于所述第一流速值和第二流速值的组合来确定所述血液流速。
19.如权利要求18所述的控制电路，其中，所述流速确定电路进一步可操作用于：
如果所述绝对差大于所述扩展值，并且所述加权参数小于所述预定阈值，则基于所述第一流速值而不是所述第二流速值来确定所述血液流速；以及
如果所述绝对差大于所述扩展值，并且所述加权参数大于所述预定阈值，则基于所述第二流速值而不是所述第一流速值来确定所述血液流速。
20.如权利要求18所述的控制电路，进一步包括：速度确定电路，所述速度确定电路可操作用于确定所述转子的旋转速度，其中，所述流速确定电路进一步可操作用于：
将所述确定的速度与预先选择的阈值进行比较；
如果所述绝对差大于所述扩展值，所述加权参数小于所述预定阈值并且所述确定的速度小于所述阈值，则基于所述加权参数而不是所述第一流速值和第二流速值中的任一者来确定所述血液流速。
21.一种可植入血泵系统，包括：
泵，所述泵包括具有轴线的外壳、以及布置在所述外壳内的转子，所述转子可围绕所述轴线旋转；以及
如权利要求11所述的控制电路，其中，所述控制电路可操作地耦合至所述泵。
22.如权利要求21所述的可植入血泵系统，其中，所述泵包括定子，所述定子可操作地耦合至所述控制电路，所述定子结合用于向所述转子施加旋转磁场的多个线圈，并且其中，所述加权参数基于所述多个线圈中的一个或多个线圈中的反电动势(BEMF)。
23.一种对通过可植入血泵的血液流速的估计值进行优化的方法，所述泵包括具有轴线的外壳、布置在所述外壳内并且可围绕所述轴线旋转的转子，所述方法包括：
测量通过所述可植入血泵的所述血液流速；
至少部分地基于以下各项来估计通过所述可植入血泵的所述血液流速：与所述转子上沿着所述轴线的推力相关的第一参数以及选自阈值和扩展值之一的第二参数；
确定所述测量的流速与所述估计的流速之间的差；以及
基于所述确定的差调整所述第二参数，从而使得基于所述调整的第二参数估计所述血液流速引起所述测量的流速与所述估计的流速之间的减小的差。
24.如权利要求23所述的方法，其中，只有在所述测量的流速与所述估计的流速之间的所述确定的差不小于阈值误差值时，所述估计步骤、确定步骤和调整步骤才重复地继续。
25.如权利要求23所述的方法，其中，只有在所述测量的流速与所述估计的流速之间的所述确定的差不小于阈值误差值时，所述测量步骤、估计步骤、确定步骤和调整步骤才重复地继续。
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