CN110382013B - 用于通过滞环控制来改善便携式负压疗法的电池寿命的系统和方法 - Google Patents

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Abstract

一种系统包括：用于维持伤口处的负压的负压源，所述负压源包括泵和电动马达；以及用于感测伤口部位压力(WP)的压力传感器。所述系统进一步包括联接至所述第一压力传感器和所述电动马达的系统控制器。所述系统控制器通过至少部分地基于所述泵与所述伤口部位之间的由所述系统控制器确定的流体流量(FR)而对所述电动马达施加来自电池电源的电力，来将伤口部位压力(WP)维持在滞环带内。所述滞环带包括最大伤口部位压力(WPMax)和最小伤口部位压力(WPMin)。

Description

用于通过滞环控制来改善便携式负压疗法的电池寿命的系统 和方法
相关申请
本申请根据35USC§119(e)要求于2017年3月6日提交的名称为“用于通过滞环控制来改善便携式负压疗法的电池寿命的系统和方法(System And Method For ImprovingBattery Life Of Portable Negative-Pressure Therapy Through HysteresisControl)”的美国临时专利申请序列号62/467,683的权益，所述专利出于所有目的通过援引并入本文。
技术领域
本发明总体上涉及用于通过滞环控制来改善电池供电式装置的电池寿命的系统和方法。此类电池供电式装置包括但不限于负压伤口疗法系统。
背景技术
临床研究和实践已表明，降低组织部位附近的压力可以增进并加速组织部位处的新组织生长。这种现象的应用很多，但已经证明在系统被配置用于从伤口部位移除流体和感染性物质的情况下这特别有利于治疗伤口。不论伤口病因是外伤、手术或者其他的原因，对伤口部位的适当护理对结果很重要。利用减压治疗伤口或其他组织通常可以称为“负压疗法”，但是也以其他名称为人所知，例如包括“负压伤口疗法”、“减压疗法”、“真空疗法”、以及“真空辅助封闭”。负压疗法可以提供许多益处，包括上皮组织和皮下组织的迁移、改善的血流、以及伤口部位处的组织的微变形。这些益处可以共同提高肉芽组织的发育并且减少愈合时间。
虽然负压伤口疗法的临床益处是众所周知的，但是在治疗生命周期(可以是7天或更长时间)上提供负压伤口疗法越来越多地用小型便携式抛弃式疗法装置来执行，这些装置由电池供电而不是连接至电源插座。由于这些小型便携式疗法装置通常是抛弃式的，并且典型地使用不可再充电电池以避免增加抛弃式单元的成本、或者避免要求定期对电池充电而给使用者带来负担，因此这些装置的设计具有挑战性。由于许多应用中的限制因素不是它们的泵在具有不完美密封的治疗敷料的情况下更难以运行的能力，而是在这些条件下它们的电池容量有限。
因此需要一种替代方案：要求使用者在敷料施加期间获得更好的密封，要求更好地适应使用者并因此更容易与之获得密封的新敷料，要求装置具有更高容量的电池或使用者更换电池或对其再充电。所需要的是一种系统级途径，用于以不会给使用者带来不适当的负担的合理成本来降低治疗生命周期上的功耗。
发明内容
虽然本发明总体上可以用于改善电池供电式装置的电池寿命，但是本文的描述和实例主要集中于负压伤口疗法系统。本领域技术人员应理解的是，本文的描述和实例不旨在将本发明仅局限于负压伤口疗法装置。
本文披露了用于在负压疗法环境中在低泄漏状况和高泄漏状况下维持负压的新的且有用的系统、设备和方法。还提供了多个展示性实施例以使得本领域技术人员能够制造和使用所要求保护的主题。
可能需要恰当地控制由减压治疗系统提供给组织部位(比如，切口或伤口)的减压，以提高减压治疗的有效性。减压治疗系统可以包括用于提供减压的泵、邻近伤口布置的伤口敷料、以及盖布，所述盖布覆盖这两者以提供密封环境，以用于从泵向密封环境提供减压治疗。减压治疗系统的部件中可能发生泄漏和堵塞，比如在盖布与组织部位之间的泄漏，这可能需要被检测到以调节由泵提供的压力从而维持有效的治疗。
用于控制减压治疗系统、即伤口部位压力控制带的方法类型可以取决于压力泄漏或堵塞的程度、和/或压力泄漏或堵塞的变化率而变化。因此，最适合高泄漏速率的伤口部位压力控制带可以与最适合低泄漏速率的伤口部位压力控制带不同。例如，本文描述了系统控制器和控制方法，其包括窄滞环控制带和宽滞环控制带两者以及基于负压治疗系统中的部件的泄漏水平而在这两者之间切换的算法。所述系统控制器和控制方法可以在高泄漏状况下选择宽滞环控制带，以节省电池电力并且减小泵的噪音。更确切地，系统控制器可以包括继电器式控制器，并且继电器式控制器可以较频繁地操作来在高泄漏状况下维持窄滞环控制带(这减小了电池电力并将患者暴露于泵的频繁嗡嗡声中)，同时电动马达控制器可以较不频繁地操作以维持宽滞环控制带(由于不需要频繁地开启而节省了电池电力并且对患者的刺激较小)。
在一个实施例中，一种系统包括：用于维持伤口部位处的负压的负压源，所述负压源包括泵和电动马达；以及用于感测伤口部位压力(WP)的传感器。所述系统可以进一步包括联接至所述第一压力传感器和所述电动马达的系统控制器。所述系统控制器可以通过至少部分地基于所述泵与所述伤口部位之间的由所述系统控制器确定的流体流量(FR)而对所述电动马达施加来自电池电源的电力，来将伤口部位压力(WP)维持在滞环带内。所述滞环带可以包括最大伤口部位压力(WPMax)和最小伤口部位压力(WPMin)。
在另一个示例性实施例中，一种用于刺激伤口部位处的组织愈合的系统包括：歧管，所述歧管被配置用于定位在伤口部位处并且适于被盖布覆盖以围绕所述伤口部位形成密封从而维持伤口部位处的负压。所述系统可以进一步包括负压源，并且所述负压源可以包括泵和电动马达，所述电动马达响应于来自电源的电力施加而驱动所述泵，并且所述泵可以适于产生泵压力(PP)并且可以适于流体地联接至多孔垫以向所述伤口部位施加负压。所述系统可以进一步包括第一压力传感器，并且所述压力传感器可以具有用于感测伤口部位压力(WP)的输入端、和用于提供指示所述伤口部位压力(WP)的伤口部位压力信号的输出端。所述系统可以进一步包括系统控制器，所述系统控制器电联接至所述第一压力传感器的输出端和所述电动马达，以控制所述伤口部位处的伤口部位压力(WP)，所述系统控制器可以进一步包括继电器式控制器，并且所述继电器式控制器可以被配置用于将所述伤口部位压力(WP)与滞环控制带进行比较、并且可以将所述伤口部位压力(WP)维持在所述滞环控制带内。所述滞环控制带可以进一步包括最大伤口部位压力(WPMax)和最小伤口部位压力(WPMin)，并且所述最大伤口部位压力(WPMax)和最小伤口部位压力(WPMin)可以至少部分地基于所述泵与所述多孔垫之间的、可以由所述系统控制器确定的流体流量(FR)。
可以包含以下特征中的一个或多个特征。该系统还可以是由原电池供电的便携式系统，并且原电池可以是不可再充电的锂电池；替代性地，所述便携式系统可以由二次电池供电，并且二次电池可以是可再充电的锂离子电池。泵可以是隔膜泵，并且电动马达可以是直流(DC)马达，并且对DC马达施加的电力可以通过改变对DC马达施加的电压、或改变DC马达所汲取的电流而变化。系统控制器可以被配置用于通过对DC马达施加的电压的时间变化率或所述DC马达所汲取的电流的时间变化率来确定流量(FR)，并且进一步被配置用于在流量(FR)小于指示系统内的低泄漏状况的第一目标流量(TFR1)时选择窄滞环控制带、并且在流量(FR)大于指示系统内的高泄漏状况的第二目标流量(TFR2)时选择宽滞环控制带。第一目标流量(TFR1)可以小于第二目标流量(TFR2)或基本上等于第二目标流量(TFR2)。系统控制器可以被配置用于确定电池电荷水平(BCL)，并且进一步被配置用于在电池电荷水平(BCL)小于指示系统内的低电池电荷水平的第一目标电池电荷水平(TCL1)时，选择宽滞环控制带；并且在电池电荷水平(BCL)大于指示系统内的高电池电荷水平的第二目标电池电荷水平(TCL2)时，选择窄滞环控制带。第一目标电池电荷水平(TCL1)可以小于第二目标电池电荷水平(TCL2)或基本上等于第二目标电池电荷水平(TCL2)。继电器式控制器可以通过在伤口部位压力(WP)大于最大伤口部位压力(WPMax)时减少对DC马达施加的电力来减小伤口部位处的负压，并且可以通过在伤口部位压力(WP)小于最小伤口部位压力(WPMin)时增大对DC马达施加的电力来增大伤口部位处的负压。所述系统还可以包括第二压力传感器，并且所述第二压力传感器可以具有用于感测泵压力(PP)的输入端、和将指示所述泵压力(PP)的泵压力信号提供给所述系统控制器的输出端。
参考附图并结合对以下对展示性实施例的详细描述，可以最佳地理解制造和使用所要求保护的主题的目的、优点和优选方式。
附图说明
图1是根据本说明书的减压疗法系统的一个实例的实施例的功能框图，所述减压疗法系统包括联接至泵马达和泵的系统控制器，所述系统控制器可以提供对于向组织部位提供的压力的混合控制；
图1A是根据本发明的展示性实施例的多内腔管的透视图，所述多内腔管可以用于图1的减压疗法系统中；
图2是曲线图，展示了可以用于图1的减压疗法系统中的泵马达的停转电压特征，其中x轴表示泵马达的真空压力负载，并且y轴表示停转电压；
图2A是曲线图，展示了可以用于图1的减压疗法系统中的泵马达的浪涌电流特征，其中y轴表示浪涌电流，并且x轴表示以毫秒(ms)为单位的时间。
图3是曲线图，展示了根据示例性实施例的展示性实施例的马达驱动式系统的压力控制，其中x轴表示以分钟(min)和/或秒(sec)为单位的时间，并且y轴表示由泵产生的以托(mmHg)为单位的压力，所述压力在图1的减压疗法系统中可以使用的连续控制模式和间歇模式下随时间变化；
图4是曲线图，展示了根据该示例性实施例的展示性实施例的马达驱动式系统的压力控制，其中x轴表示以分钟(min)和/或秒(sec)为单位的时间，并且y轴表示由泵产生的以托(mmHg)为单位的压力，这个曲线图将所操纵的变量——即组织部位处的组织部位或伤口部位压力(WP)——与控制变量——即泵压力(PP)——进行比较，所述系统与PID控制器和/或继电器式控制器一起使用；
图5和图5A/B是曲线图，展示了根据该示例性实施例的展示性实施例的继电器式控制器的压力控制，其中x轴表示以秒(sec)为单位的时间，并且y轴表示由泵产生的以托(mmHg)为单位的压力，所述压力在连续控制模式下随时间变化，并且其中，对继电器式控制器的压力控制遭受如图5所示的由图1的减压疗法系统产生的、与图5A/B所示的较小压头压力相比较大的压头压力，图5B与图5A所示相比具有扩大的竖直压力标度；
图6是曲线图，展示了根据该示例性实施例的展示性实施例的PID控制器的压力控制，其中x轴表示以秒(sec)为单位的时间，并且y轴表示由泵产生的以托(mmHg)为单位的压力，所述压力在连续控制模式下随时间变化，并且其中，水平时间标度基本上与图5B所示的水平时间标度相同以便将其压力控制与继电器式控制器的压力控制进行比较；
图7是流程图，展示了根据该示例性实施例的展示性实施例的用于控制组织部位处的减压的过程或疗法循环，所述过程或疗法循环可以存储在图1的系统控制器中，所述系统控制器包括用于选择适当的控制带以控制组织部位处的减压的疗法算法；并且
图8是流程图，展示了根据该示例性实施例的展示性实施例的用于控制组织部位处的减压的过程或疗法循环，所述过程或疗法循环可以存储在图1的系统控制器中，所述系统控制器包括用于选择适当的控制带以控制组织部位处的减压的疗法算法。
具体实施方式
以下对示例性实施例的描述提供了使得本领域技术人员能够制造和使用所附权利要求中阐述的主题的信息，但是可能省略了本领域已经熟知的某些细节。因此，以下详细说明应被理解为是展示性的而非限制性的。
本文还可以参考附图中描绘的不同元件之间的空间关系或不同元件的空间取向来描述所述示例性实施例。一般而言，这样的关系或取向假定了与待接受治疗的患者一致或者相对于所述患者而言的参考系。然而，本领域的技术人员应当认识到的，这个参考系仅仅是描述性的适宜措施，而不是严格规定。
图1是根据本说明书的可以提供负压治疗的减压治疗系统100的示例性实施例的简化功能框图。更确切地，疗法系统100可以用于控制利用哪个泵压力滞环控制带来对组织部位105提供适当量的减压。组织部位105可以是任何人类、动物、或者其他生物体的身体组织，包括骨组织、脂肪组织、肌肉组织、皮肤组织、血管组织、结缔组织、软骨、肌腱、韧带、或者任何其他组织。虽然组织部位105可以包括伤口、患病组织或有缺陷的组织，但组织部位可以进一步包括未受伤、未患病或无缺陷的健康组织。向组织部位105施加减压可以用于促进渗出液和其他液体从组织部位105排出以及促进另外组织的生长。在组织部位105是伤口部位的情况下，肉芽组织的生长以及渗出液和细菌的去除促进伤口愈合。向未受伤或无缺陷的组织(包括健康组织)施加减压可以用于促进可能被采集并移植到另一个组织位置的组织的生长。
对组织部位105施加的减压可以由减压源110提供。减压源110可以是任何类型的手动、机械或电动操作的泵。减压源110的非限制性实例包括由储能驱动并且能够产生减压的装置。这些储能减压源的实例包括但不限于由原电池和二次电池、压电能、弹簧能、太阳能、动能、储存在电容器中的能量、燃烧和由斯特林(Sterling)或类似循环形成的能量驱动的泵。减压源110中可以使用或包括的另外的其他装置和过程包括注射器、导螺杆、棘轮、时钟机构驱动的装置、摆驱动的装置、手动产生器、渗透工艺、热致加热过程和通过冷凝产生真空压力的过程。在另一个实施例中，减压源110可以包括压力泵112，其中，压力泵112对组织部位105提供负压或减压、即泵压力(PP)、可以由电联接至系统控制器170的DC马达114驱动，所述系统控制器也是减压疗法系统100的部件、也被称为系统控制器。优选地，压力泵112、比如隔膜泵112使用少量的电力并且能够在电池(未示出)单次充电后操作较长的时间段。电动马达114可以是由DC电源、比如电池供电的直流马达。
在一些实施例中，在治疗生命周期(可以是7天(168个小时)或更长的治疗生命周期)上提供负压伤口疗法可以通过由原电池供电的小型便携式疗法装置100来进行，所述原电池可以是不可再充电的锂电池。小型便携式疗法装置100进一步可以是抛弃式的、并且可以使用不可再充电的原电池以避免增加抛弃式单元的成本、或者避免要求在治疗生命周期期间定期对电池充电而给使用者带来不便。小型便携式疗法装置100还可以由多个电池供电。例如，小型便携式疗法装置100可以由3个AA大小的电池供电。替代性地，小型便携式疗法装置100可以由二次电池供电，所述二次电池可以是可再充电的锂离子电池组或可再充电的锂聚合物电池组，其中由于本文披露的系统和方法，电池的相继再充电之间的时间段可以增大。小型便携式装置可以进一步被配置为具有集成感应线圈，所述感应线圈可以有助于在小型便携式疗法装置100被佩戴时、在患者休息期间或者这两者期间对所述小型便携式疗法装置的二次电池进行无线充电。
在一个示例性实施例中，减压源110包括由电池、即施加的电力供电的DC马达114。可以通过改变对DC马达114施加的电流或电压、即、“所施加电压”(VA)来改变施加的电力以控制DC马达114的速度。可以例如通过用方波来调制电压并且改变方波的占空比来改变所施加电压(VA)，以控制DC马达114的速度。减压源110还包括压力泵112，所述压力泵对组织部位105提供减压或真空。因此，压力泵112表示DC马达114上的负载，使得当疗法要求需要增大组织部位105处的减压时，对DC马达114提供的所施加电压(VA)被增大以在组织部位105处实现目标减压。本领域技术人员知道，在所施加电压(VA)足以克服压力泵112的惯性或负载之前DC马达114不会使泵运行或转动，在这种情况下，所述压力泵可以是隔膜泵112。
更具体地参见图2，示出了展示DC马达114为了启动压力泵112所必需的电压的曲线图301，其中，x轴表示DC泵马达的泵压力(PP)负载，并且y轴表示所施加电压(VA)。例如，在压力泵112负载100mmHg的压力(如虚线302、303所指示的)时，系统控制器170可能需要对DC马达114施加至少2.3V才能使压力泵转动。对DC马达114施加小于2.3V的任何电压都将导致DC马达114的动力不足以使压力泵112转动，即，负载的马达保持停止或“停转”，使得DC马达114不能使压力泵112转动。在此，2.3V的值通常在行业内被称为“停转电压”，是针对100mmHg的压力负载下、即“停转压力”下的DC马达114计算的。因此，在压力泵112负载125mmHg的较大压力305时，系统控制器170可能需要对DC马达114施加至少2.45V的较大电压304才能使压力泵转动。对DC马达114施加小于2.45V的任何电压都将不足以导致DC马达114使压力泵112在125mmHg的停转压力下转动。停转电压的变化与DC马达114上的压力负载的变化成比例，即，DC马达114上的压力负载越大，克服压力负载所需的停转电压越大。
用于驱动隔膜泵112的特定DC马达114的特定停转电压典型地可以由本领域技术人员根据DC马达114可用的规范来确定。隔膜泵和DC马达114可以是集成的装置，比如Thomas型号30130002系列4.5V隔膜泵112，对于此装置，可以容易地获得此类信息。(Thomas；thomas.de@gardnerdenver.com)。再次参见图2，曲线图301展示了泵马达的停转电压，Y轴表示基于上面提到的目前在Thomas网站上可获得的规范、针对这种Thomas马达计算的停转电压。以上段落中提供的实例包括仅是示例性的电压和压力。曲线图301简单地展示了，本领域技术人员可以基于典型地可用于DC马达114的规范、针对这个马达计算的各个停转电压。使用由DC马达114(比如Thomas DC马达114)驱动的微型隔膜泵112的人通常将停转电压称为“停转功率”，即特定DC马达114的停转电压与额定电流的乘积。
来自泵规范的数据典型地局限于最大泵电压(例如，针对上文指明的Thomas泵，为4.5V)下的最大流量与真空压力的关系。正压力以mbar为单位指出(mmHg正压＝0.7500616827042*mbars)，并且真空压力以百分比真空指出。例如，如果以760mmHg指出100％最大真空，则40％最大真空等于304mmHg真空(＝0.4*760mmHg)。在这个实例中，304mmHg的真空压力是如果泵以4.5V运行并且允许运行到DC马达114停转时我们可以获得的理论最大真空压力。基于DC马达规范和所观察到的驱动这个泵所需要的停转电压来产生图2中的曲线图301。
计算这个特定泵的停转电压的公式如下：停转电压＝1.638V+(0.006515V/mmHg*XmmHg)，其中X是当前真空压力。因此，在50mmHg真空时，停转电压等于1.96V(1.638+(0.006515*50))；在125mmHg真空下，停转电压等于2.45V(1.638+(0.006515*125))，如虚线304、305所指示的；并且在175mmHg真空下，停转电压等于2.78V(1.638+(0.006515*175))，如虚线306、307所指示的。同样，真空压力越高，启动泵所需要的所施加电压就越高。否则，泵停转并且在施加必要的停转电压之前不会移动。当泵停转时，DC马达114容易过热，这可能损坏DC马达114并且缩短电池寿命。
在一些实施例中，隔膜泵112可以被设计用于泵送液体、浆液、污泥或其组合。在负压伤口疗法装置中使用隔膜泵112具有许多优点。例如，隔膜泵可以被设计用于处理具有不同粘度的液体、甚至含有大量固体材料的液体。隔膜泵还可以由使其适合于医疗应用并且自吸式起动的几乎任何材料制造。然而，虽然在负压伤口疗法装置中使用隔膜泵具有许多优点，但是它们在其操作效率方面确实存在一些限制。例如，与许多电动装置、尤其许多类型的电动马达一样，隔膜泵遭受可能显著高于稳态值的浪涌电流。这种浪涌电流或开启时浪涌电流是电动装置在首次开启时所汲取的最大瞬时电流，并且在马达的情况下在这个水平可以保持几个周期才降回到稳态值。例如，在隔膜泵112的情况下，所汲取的电流从其初始浪涌峰值到其稳态值可以下降60％或更多。另外，隔膜泵112的气动区段的物理部件还可以具有与之相关联的必须在启动时克服的初始静摩擦。至少由于这些原因，隔膜泵112可能需要完成多个循环，然后才开始有效地起作用。
更具体地参见图2A，示出了展示为了启动DC马达114/隔膜泵112(组合启动)所必需的电流的曲线图321，其中X轴表示以毫秒(ms)为单位的时间，并且Y轴表示以毫安(mA)为单位的汲取电流。例如，DC马达114汲取的电流在启动(0ms)时可以初始地达到峰值约715mA，以在如线322所指示的3V标称电压下操作时使隔膜泵112转动。接着，DC马达114汲取的电流可以在35ms之后下降到约275mA的稳态值，如线324和325所指示的。如本文披露的，在系统中的DC马达114上可以存在已有静压负载，并且隔膜泵112必须更努力做功以克服这点以及上文披露的静摩擦需求。例如，系统在启动时可能被加载100mmHg的已有压力负载。在展示性实例中使用这些值可以确定：
在前35ms期间使用的额外能量＝0.023J (1)
或者438mA x 0.5x 3V x 35ms
在前35ms期间使用的适当能量＝0.052J (2)
或者0.23J+277mA x 3V x 35ms
稳态一秒内使用的能量＝0.831J (3)
或者277mA x 3V x 1 S
一秒脉冲期间使用的总能量＝0.854J (4)
或者0.831J+0.023J
半秒脉冲期间使用的总能量＝0.438J (5)
或者0.415J+0.023J
再次参见(4)和(5)可以看出，在前35ms期间由于浪涌电流而使用的额外能量(0.023J)随着脉冲持续时间可以变得越来越显著，并且完全关闭9秒并且重复，以在伤口部位处维持125mmHg的平均目标压力，其中在一秒脉冲期间使用的总能量可以是0.854J。在这种情形下，伤口部位处的压力可以在相对宽的公差带内循环。替代性地，系统控制器170可以被配置成在每1秒时间段内将泵112完全启动100ms来维持平均目标压力，其中，在可比的10秒时间段期间使用的总能量是1.060J或0.831J+0.023J x 10。在这种情形下，伤口部位处的压力可以在相对小的公差带内循环，但是显著百分比(21％)的电力供给被分配给这些启动低效、而不是维持平均目标压力，并且这将不利影响为了实现治疗生命周期所需的电池容量。作为展示性实例，在测试使用了压力开关和简单电子电路来控制泵的简单系统中，示出了当从窄滞环控制带(2mmHg跨度)切换到宽滞环控制带(10mmHg跨度)时，电池寿命增加了16％。
在下文披露的继电器式控制系统中进一步看到，具有窄极限的继电器式控制系统与具有较宽极限的继电器式控制系统相比将需要按比例更多次数地启动，并且因此在维持目标压力(TP)的同时引起与启动相关联的更多低效情况。控制器系统可以利用这种特征，例如在某些情形下可能优选的是以相对宽的公差带完成治疗生命周期，而不是试图维持窄公差带而又因为电池容量不足以这样做而做不到。在一些情形下，系统还可以被配置成一旦确定电池已经充电/更换或泄漏已经被解决，就返回到窄滞环控制带。
返回参见图1，减压源110可以经由敷料115向组织部位105提供减压。敷料115可以包括组织接口，比如歧管120，所述组织接口可以邻近组织部位105或与之相接触地放置。歧管120可以是能够被放置成与组织部位105接触并且将减压分配到组织部位105的生物相容性多孔材料。歧管120可以由泡沫、纱布、毡垫或适合于具体的生物学应用的任何其他材料制成。歧管120可以包括多个流动通道或路径以便于减压或流体进出组织部位105的分配。
在一个实施例中，歧管120是多孔泡沫，并且包括用作流动通道的多个互连孔(cell)或孔隙(pore)。多孔泡沫可以是聚氨酯开孔网状泡沫，例如由德克萨斯州圣安东尼奥(SanAntonio)的动能概念公司(Kinetic Concepts，Inc.)制造的GranuFoam。如果使用开孔泡沫，那么孔隙率可以变化，但优选地为约400到600微米。流动通道允许遍及歧管120中具有开孔的部分实现流体连通。这些孔和流动通道在形状和尺寸上可以是一致的，或者可以包括图案化的或者随机的形状和尺寸变化。歧管的孔在形状和尺寸上的变化引起流动通道的变化，并且这类特征可以用于改变经过歧管120的流体的流动特征。歧管120可以进一步包括多个包含“闭孔”的部分。歧管120的这些闭孔部分含有多个孔，其中大多数并不与相邻孔流体连接。闭孔部分可以被选择性地布置于歧管120中以防止流体穿过歧管120的周边表面传送。
歧管120还可以由在减压疗法系统100使用后不必从患者身体移除的生物可吸收材料构成。适合的生物可吸收材料可以包括但不限于聚乳酸(PLA)和聚乙醇酸(PGA)的聚合共混物。所述聚合共混物还可以包括但不限于聚碳酸酯、聚延胡索酸酯以及己内酯。歧管120可以进一步用作新细胞生长的支架，或支架材料可以与歧管120结合使用以促进细胞生长。支架是用于增强或促进细胞生长或组织形成的一种物质或结构，例如提供用于细胞生长的模板的一种三维多孔结构。支架材料的说明性示例包括磷酸钙、胶原、PLA/PGA、珊瑚羟基磷灰石、碳酸盐或者经加工的同种异体移植材料。在一个实例中，支架材料具有高空隙摩擦(即高空气含量)。
敷料115还可以包括密封构件125、还被称为盖布或覆盖件。可以使用密封构件125将歧管120固定于组织部位105。密封构件125可以是用于将歧管120固定在组织部位105处的覆盖物。虽然密封构件125可以是不可渗透的或半渗透的，但在一个实例中，在歧管120上安装密封构件125后密封构件125能够维持组织部位105处的减压。密封构件125可以是由基于硅酮的化合物、丙烯酸类化合物、水凝胶或水凝胶发泡材料或包含组织部位105所希望的不渗透性或渗透性特征的任何其他生物相容性材料制成的柔性盖布或膜。密封构件125可以由疏水性材料形成以防止密封构件125吸湿。在一个实施例中，密封构件125被配置成提供与围绕歧管120和组织部位105的组织的密封连接。这种密封连接可以由沿着密封构件125的周边或在密封构件125的任何部分上定位以将密封构件125固定于歧管120或组织部位周围的未损伤表皮、即外周组织的粘合剂(未示出)提供。粘合剂可以预先安置于密封构件125上，或者可以在即将安装密封构件125之前喷涂或以其他方式施加于密封构件125。
一般而言，疗法系统100的部件可以直接或间接地联接。部件可以彼此流体联接，以便提供用于在这些部件之间传递流体(即，液体和/或气体)的路径。在一些实施例中，例如，部件可以通过管来流体联接。如在此所用的，“管”广义地指管、管道、软管、导管或具有适于在两个末端之间传送流体的一个或多个内腔的其他结构。典型地，管是具有一定柔性的长形圆柱形结构，但是几何形状和刚性可以改变。在一些实施例中，部件可以另外地或可替代地通过物理接近而联接、与单一结构为一体、或由同一片材料形成。在一些情形下，联接还可以包括机械联接、热联接、电联接、或化学联接(诸如化学键)。
可以通过源管130和递送管135将由减压源110产生的减压施加于组织部位105。源管130和递送管135可以是气体、液体、凝胶或其他流体可以流经的任何管。举例来说，来自组织部位105的渗出液可以流经递送管135。在图1中，源管130将减压源110联接至罐140并且递送管135将罐140联接至敷料115。然而，在另一个实施例中，可以使用递送管135将减压源135直接联接至敷料115。
源管130和递送管135可以由任何材料制成。源管130和递送管135可以是柔性的或非柔性的。源管130和递送管135还可以包括流体可以流经的一个或多个路径或内腔。举例来说，递送管135可以包括两个内腔。在此实例中，一个内腔可以用于渗出液从组织部位105进入罐140。另一个内腔可以用于将流体，如空气、抗细菌剂、抗病毒剂、细胞生长促进剂、冲洗流体或其他化学活性剂递送到组织部位105。产生这些流体的流体源并未在图1中示出。关于在减压疗法系统100中包括多内腔管的另外的细节于下文提供。
在一个实施例中，递送管135经由连接构件145联接至歧管120。连接构件145允许流体从歧管120进入递送管135，并且反之亦然。举例来说，使用歧管120从组织部位105收集的渗出液可以经由连接构件145进入递送管135。在另一个实施例中，减压疗法系统100不包括连接构件145。在此实施例中，递送管135可以直接插入到密封构件125或歧管120中，使得递送管135的末端与歧管120相邻或接触。
来自组织部位105的液体，如渗出液，可以流经递送管135进入罐140中。罐140可以是能够容纳如气体和液体的流体以及含有固体的流体的任何装置或空腔。举例来说，罐140可以含有来自组织部位105的渗出液。源管130和递送管135可以直接连接至罐140，或者可以经由连接器(如连接器150)联接至罐140，如箭头151所指示的。罐140可以是通过递送管135流体地连接至歧管120的柔性或刚性罐、袋或囊。罐140可以是单独的罐或者可以与减压源110可操作地组合以便收集渗出液和流体。
减压疗法系统100可以进一步包括电联接至系统控制器170的第一压力传感器155。第一压力传感器155检测组织部位105处或附近的实际减压、即组织部位压力或伤口部位压力(WP)。作为术语“伤口部位压力(WP)”的一部分提及词语“伤口”仅是示例性的并且不将此术语或此处的描述限制为应用于其他类型的组织部位、例如切口或皮下腔处的压力测量值。在一个非限制性实例中，第一压力传感器155是硅压阻式表压传感器。第一压力传感器155可以被配置用于如上所述通过连接器150经由流体联接至连接构件145的控制管160、或经由递送管135的其中一个内腔来检测伤口部位压力(WP)。控制管160是气体可以流经的任何管。控制管160可以由任何材料制成。控制管160可以是柔性的或非柔性的。同样，控制管160可以包括流体可以流经的一个或多个路径或内腔。
减压疗法系统100可以进一步包括电联接至系统控制器170的第二压力传感器156。第二压力传感器156检测罐140处或下游的、分别用箭头157、和158指示的减压、即泵压力(PP)。在一个非限制性实例中，第二压力传感器156是硅压阻式表压传感器。第二压力传感器156可以如箭头157和158指示地直接流体地联接至罐144或源管130、或者经由控制管(未示出)间接地联接以检测泵压力(PP)。第二压力传感器156还可以通过连接器150流体地联接至罐144。
在图1中，控制管160被示出为穿过连接器150。然而，控制管160的放置可以被改变以适应具体需要和应用。例如，控制管160可以沿着罐140的外表面被引导穿过罐140、或可以绕过罐140。控制管160的与第一压力传感器155相反的末端可以经由连接构件145联接至歧管120。在另一个实例中，控制管160可以直接插入到密封构件125或歧管120中，使得控制管160的末端与歧管120相邻或接触。
在另一个实施例中，递送管135和控制管160是单个多内腔管中的各个内腔。源管130和控制管160也可以是单个多内腔管中的各个内腔。在减压源110仅使用递送管135联接至歧管120的实例中，可以使用单个多内腔管来将减压源110和第一压力传感器155两者联接至歧管120。转向图1A，描绘了根据本发明的展示性实施例的多内腔管的透视图。确切地说，图1A描绘了多内腔管190，其可以实施在减压治疗系统(如图1中的减压疗法系统100)中。
多内腔管190包括两个内腔。确切地说，多内腔管190包括内腔192和194。虽然多内腔管190包括两个内腔192和194，但多内腔管可以具有任意数目的内腔，如三个、四个或十个。在一个实施例中，内腔192和194中的一个(比如内腔192)是递送管或源管，如图1中的递送管135和源管130。在另一个实施例中，内腔192和194中的一个(比如内腔194)是控制管，如图1中的控制管160。通过引入递送管、源管和控制管的组合作为单个多内腔管中的多个内腔，可以减少减压治疗系统中所包括的独立管的个数。管的个数减少简化了减压治疗系统以供使用者使用，并且减轻了携带该减压治疗系统的负重。
在一些实施例中，压力传感器155和156可以被定位在减压疗法系统100上或内的任何地方，例如可以是无线传感器。返回参见图1，第一压力传感器155被示为远离组织部位105。在这个实例中，组织部位105处的减压可以通过允许气体流动的控制管160由位于远处的第一压力传感器155检测到。同样在此实例中，第二压力传感器156可以直接或间接联接至减压治疗系统100的其他位于远处的部件，比如减压源110、罐140或减压疗法系统100的所展示的任何其他部件。在另一个实例中，第一压力传感器155可能不需要使用控制管160来检测组织部位105处的压力。在一个非限制性实例中，第一压力传感器155直接联接至歧管120、或被放在密封构件125与歧管120之间。
减压疗法系统100还可以包括控制管阀165。控制管阀165可以如箭头166指示的联接至控制管160、或者如箭头168指示地间接联接至源管134或罐140。控制管阀165可以是能够泄放控制管160中的减压的任何阀。控制管阀165的非限制性实例包括气动电磁阀、比例阀或机械阀。在一个实例中，控制管阀165可以由看护者手动控制。在另一个实例中，控制管阀165可以由系统控制器170控制。在一个实施例中，当在控制管160或源管130之一中检测到堵塞时，可以打开控制管阀165以泄放控制管或源管中的减压。此类堵塞可能在例如来自组织部位105的渗出液或其他流体阻塞控制管160或源管130时发生。通过经由控制管阀165泄放控制管160或源管130中的减压，可以从控制管或源管的任一者中清除堵塞。
在操作中，歧管120可以置于组织部位之内、上方、之上、或以别的方式靠近组织部位。密封构件125可以置于歧管120上方并且被密封到组织部位105附近的组织上。例如，密封构件125可以被密封到组织部位周围的未损伤表皮、即外周组织。因此，敷料115可以在组织部位附近提供基本上与外部环境隔绝的密封治疗环境，并且减压源110可以降低密封治疗环境中的压力。通过歧管120施加在密封治疗环境中的整个组织部位上的减压可以引起组织部位中的宏观应变和微观应变，并且从组织部位去除渗出物和其他流体，这些渗出物和其他流体可以收集在罐140中并予以适当处理。
使用减压源来降低另一个部件或位置中(诸如在密封治疗环境内)的压力的流体力学可能是数学上复杂的。然而，适用于负压疗法的流体力学的基本原理通常是本领域的技术人员所熟知的，并且降低压力的过程可以在此展示性地描述为例如“递送”、“分配”或“生成”负压。
一般而言，渗出物及其他流体沿着流体路径朝向更低压力流动。因此，术语“下游”典型地意指在流体路径中相对更靠近减压源的某物，而相反，术语“上游”意指相对更远地离开负压源的某物。类似地，在这个参考系中关于流体“入口”或“出口”来描述某些特征可以是合宜的。通常假定这种取向是为了描述在此的减压治疗系统的不同特征和部件。然而，在一些应用中流体路径还可以是相反的，例如通过将正压源替换为减压源，并且这种描述性约定不应当被解释为限制性约定。
在这种情况下，术语“组织部位”广义地指位于组织上或组织内的伤口或缺损，所述组织包括但不限于骨组织、脂肪组织、肌肉组织、神经组织、皮肤组织、血管组织、结缔组织、软骨、肌腱或韧带。伤口可以包括例如慢性、急性、外伤性、亚急性以及裂开的伤口；部分皮层烧伤、溃疡(诸如糖尿病性溃疡、压力性溃疡或静脉功能不全溃疡)、皮瓣、以及移植物。术语“组织部位”还可以是指不一定受伤或缺损的任何组织区域，而是在其中可能希望增加或促进另外组织的生长的区域。例如，负压可以用于某些组织区域中，以生长可以被采集并移植到另一个组织位置的另外组织。
术语“负压或减压”通常是指小于局部环境压力的压力，所述局部环境压力是诸如在由敷料102提供的密封治疗环境外部的局部环境中的环境压力。在许多情况下，局部环境压力还可以是组织部位所处位置的大气压。可替代地，所述压力可以小于组织部位处与组织相关联的流体静压。除非另外说明，否则在此所陈述的压力的值是表压。类似地，提及负压的增加典型地指绝对压力的降低，而负压的降低典型地指绝对压力的增加。
负压源、例如减压源110可以是处于减压的空气储器，或者可以是可以降低密封体积中的压力的手动或电力驱动装置，例如像真空泵、抽吸泵、在许多医疗保健设施中可获得的壁吸端口、或微型泵。负压源可以被容纳在其他部件内或可以与其他部件结合使用，这些其他部件是例如处理单元、报警指示器、存储器、数据库、软件、显示装置、或进一步有助于负压治疗的用户接口。例如，减压源110和系统控制器170可以被容纳在疗法控制单元内。虽然对组织部位施加的负压的量和性质可以根据治疗要求而变化，但所述压力总体上是低真空的，通常也被称为粗真空，在-5mm Hg(-667Pa)与-500mm Hg(-66.7kPa)之间。常见治疗范围在-75mm Hg(-9.9kPa)与-300mm Hg(-39.9kPa)之间。
如上指示的，提供给DC马达114的所施加电压(VA)用于控制泵压力(PP)并且最终在组织部位105处实现期望或目标压力。因此，所施加电压(VA)提供对泵压力(PP)的指示、并且可以由系统控制器170监测，所述系统控制器进而可以确定所施加电压(VA)的时间变化率，这必须对应于泵压力(PP)的时间变化率。控制器170可以使用这种计算来确定减压源110与组织部位105之间的空气流量、即流量(FR)。在另一实施例中，减压疗法系统100可以进一步包括直接测量流量(FR)的感测装置(未示出)、比如流量计或差分处理器，以用于计算伤口部位压力(WP)与泵压力(PP)之差的时间变化率。可以测量减压源110与组织部位105之间的流量(FR)，例如每分钟的空气立方厘米(cc/min)。流量(FR)提供了对敷料115或负压系统100的其他部件可能泄漏以将组织部位105处的压力降低到低于针对治疗的期望压力的泄程度的某种指示。例如，高流量(FR)可以指示敷料115或疗法系统100的其他部件被认为处于“高泄漏状况”，而较低流量(FR)可以指示敷料115或疗法系统100的其他部件被认为处于更有效的“低泄漏状态”，从而需要更少的电池电力来驱动DC马达114继续运行以抵消较低的泄漏。
控制器170可以是减压治疗系统100的集成部件或单独部件。控制器170可以是能够处理数据、比如来自第一压力传感器155和/或第二压力传感器156的数据的任何装置。控制器170还可以控制减压疗法系统100的一个或多个部件、比如减压源110、DC马达114、控制管阀165、压力传感器155和156以及指示器172的操作。控制器170可以控制包括压力泵112和DC马达114的减压源110的其他部件(未示出)并且接收这些部件的数据。在一个实施例中，控制器170接收并处理数据：比如来自第一压力传感器155的伤口部位压力(WP)、来自第二压力传感器156的泵压力(PP)、以及通过监测对DC马达114施加的电压(VA)获得的流量(FR)，如上所述。控制器170还可以控制减压疗法系统100的一个或多个部件的操作，以管理组织部位105处的伤口部位压力(WP)。在一个实施例中，控制器170可以包括用于接收由临床医师或其他使用者设定的期望目标压力(TP)的输入端，并且可以被编程用于处理与要施加到组织部位105的目标压力(TP)的设置和输入有关的数据。
在一个示例性实施例中，目标压力(TP)可以是固定压力值，所述值由使用者/看护者确定为在组织部位105处进行治疗所需的减压目标，然后作为输入提供给系统控制器170。使用者可以是护士或医生或其他经批准的临床医师，他/她们规定应施加到组织部位105的期望减压。期望的组织部位压力将在组织部位之间变化，但通常将基于构成组织部位的组织的类型、损伤或伤口(如果有的话)的类型、患者的医疗状况以及主治医生的偏好来选择。在选择期望的目标压力(TP)之后，控制该减压源110实现期望施加到组织部位105的目标压力(TP)。
更具体地参见图3，使用者可以在连续模式下设定目标压力(TP)，如由实线401和虚线402所指示的，其中向组织部位105施加伤口部位压力(WP)直到使用者停用减压源110。使用者还可以在间歇模式下设定目标压力(TP)，如由实线401、403和405所指示的，其中伤口部位压力(WP)在目标压力(TP)与大气压之间循环。例如，使用者可以将目标压力(TP)设定为125mmHg持续规定的时间段(例如，5min)，然后通过将组织部位105与大气连通而将疗法关闭规定的时间段(例如，2min)，如线403所指示的，然后通过如线405所指示的重新打开疗法来重复该循环，由此形成在目标压力(TP)水平与大气压之间的方波图案。
应理解的是，组织部位105处的伤口部位压力(WP)从局部环境压力增大至目标压力(TP)不是瞬时的，而是受限的，这取决于疗法设备和敷料的类型。例如，减压源110和敷料115可以具有如虚线407所指示的初始上升时间，所述初始上升时间可以取决于所使用的敷料和疗法设备的类型而改变。例如，一个疗法系统的初始上升时间可以在约20至30mmHg/s之间的范围内，或者更确切地等于约25mmHg/s，而对于另一个疗法系统而言，上升时间可以在约5至10mmHg/s之间的范围内。当疗法系统在间歇模式下操作时，重复的上升时间405可以是基本上等于初始上升时间407的某个值。
在一些实施例中，目标压力(TP)也可以是由控制器170控制或确定的、在动态压力模式下变化的可变目标压力(VTP)。例如，可变目标压力(VTP)可以在最大与最小压力值之间变化，最大和最小压力值可以被使用者设定为输入、是组织部位105处的疗法所期望的减压范围。可变目标压力(VTP)也可以由控制器170处理和控制，该控制器根据预定波形(例如正弦波形或锯齿波形或三角波形)改变目标压力(TP)，所述可变目标压力可以被使用者设定为输入、是组织部位105处的疗法所期望的预定的或随时间变化的减压。例如，可变目标压力(VTP)可以是以下减压，它通过以在50mmHg与125mmHg之间变化的三角波形的形式向组织部位105施加减压来提供有效治疗，其中上升时间被设定为+25mmHg/min，并且下降时间被设定为-25mmHg/min。在减压疗法系统100的另一个实施例中，可变目标压力(VTP)可以是以下减压，它以在25mmHg至125mmHg之间变化的三角波形的形式向组织部位105施加减压，其中上升时间的速率被设定为+30mmHg/min，并且下降时间被设定为-30mmHg/min。同样，系统和组织部位的类型决定了要使用的减压疗法的类型。
在选择目标压力(TP)之后，操作减压源104以通过控制泵压力(PP)来在组织部位105处实现期望的压力。在许多情况下，由于在减压源110与组织部位105之间损失压力，而使得减压源110以高于目标压力(TP)的泵压力(PP)进行操作。此外，导管内的渗出液和其他流体的压头压力可以使得组织部位105处的真空压力降低。罐140在组织部位105上方的高度可以决定导管中的流体对组织部位105施加的压头压力的量。对于密度与水相似的渗出液和流体，一英尺流体施加的压头压力几乎为25mmHg。从组织部位105抽出的一些流体可能甚至比水更重或更粘稠，因此对组织部位105处的压力损失具有更显著的影响。
参见图4，作为由导管中的流体重量引起的潜在损失的实例，针对特定组织部位规定的目标压力(TP)可以是-125mmHg，其中伤口部位压力(WP)随着对组织部位105施加减压而变化。(应理解的是，图4中所示的伤口部位压力(WP)的稳定正弦变化仅是用于解释，并不代表在正常操作条件下伤口部位压力(WP)的实际变化，例如图5、图5A和图5B所示的变化。)如果罐140被定位在组织部位105上方两英尺处，并且如果罐140与组织部位105之间的递送管135完全充满流体，则由该流体施加的压头压力可以产生大致50mmHg的压力差(δP)，如图4所示。当组织部位位于患者的下肢(比如脚)上并且罐140被安装在患者头部附近或上方时(例如，当患者在轮椅中时，在IV杆上)，发生这个特定实例。因此，如果递送管135中的流体的压头压力为大致50mmHg，则压力泵112需要提供以下泵压力(PP)：升高至大致185mmHg的最大泵压力值(PPmax)并且降低至大致165mmHg的最小泵压力值(PPmin)(中值目标泵压力(TPP)为大致175mmHg)，以在组织部位105处产生大致125mmHg的目标压力(TP)。
控制器170还可以由使用者编程和控制，以将目标压力(TP)维持在可接受的压力范围内。例如，如果将目标压力(TP)设定为125mmHg作为组织部位105的期望治疗压力，则使用者可能期望，伤口部位压力(WP)从期望目标压力(TP)的变化不超过±10mmHg，从而使得伤口部位压力(WP)被控制在115mmHg的最小伤口部位压力值(WPmin)与135mmHg的最大伤口部位压力值(WPmax)之间，即，伤口部位压力差范围(δWP)为约20mmHg。因此，针对这个实例假设存在如上所述的大致50mmHg的压头压力，则泵压力(PP)也必须相对于目标泵压力(TPP)可变化±10mmHg，从而使得泵压力(PP)可以在从大致165mmHg的最小泵压力值(PPmin)延伸到大致185mmHg的最大泵压力值(PPmax)的范围内变化，即，泵压力差(δTTP)为约20mmHg。控制泵压力(PP)保持在这个范围内间接地将伤口部位压力(WP)维持在从大致115mmHg的最小伤口部位压力值(WPmin)到大致135mm的最大伤口部位压力值(WPmax)的范围内。
参见图5，为与图4所展示的实例相比在正常操作条件下伤口部位压力(WP)变化的实例，泵压力(PP)与伤口部位压力(WP)之间的压力差(δP)是敷料115和系统的其他部件中大致300cc/min的相当高泄漏速率(LR)的结果。在这个实例中，如上所述，通过提供升高至大致155mmHg的最大泵压力值(PPmax)并且降低至大致120mmHg的最小泵压力值(PPmin)的泵压力(PP)，来控制伤口部位压力(WP)在大致135mmHg与115mmHg之间循环，以在组织部位105处产生大致125mmHg的目标压力(TP)。因此，压力差(δP)为大致15mmHg，这比上文与图4相关联的实例中的压头压力产生的大致50mmHg的压力差小得多。图5A和图5B展示了还又一个实例，其中泵压力(PP)与伤口部位压力(WP)之间的压力差(δP)是敷料115和系统的其他部件中的大致50cc/min的较低泄漏速率(LR)的结果。在这个实例中，通过提供升高至140mmHg的最大泵压力值(PPmax)并且降低至115mmHg的最小泵压力值(PPmin)的泵压力(PP)，再次控制伤口部位压力(WP)在大致135mmHg与115mmHg之间循环，以在组织部位105处产生大致125mmHg的目标压力(TP)。因此，压力差(δP)为大致5mmHg，这甚至小于上一个实例中的压力差。图5B中所示的压力变化与图5A中所示的压力变化相同，仅除了图5B中的压力变化是以扩大的压力标度示出。
控制器170还可以包括继电器式控制器(未示出)，其还被称为开-关控制器或滞环控制器。继电器式控制器是在两种状态、例如在开启与关掉之间突然切换的反馈控制器。本质上，继电器式控制器可以应用全有或全无形式的控制。继电器式控制器可以用于产生上文结合图5、图5A和图5B总体上描述的压力变化。更具体地参见图5B，并且继续其一般描述，继电器式控制器可以在一种模式下如下地操作。例如，当伤口部位压力(WP)下降得太低到达最小伤口部位压力值(WPmin)时，压力泵112以大于停转电压(即，开始时刻(ton)的继电器式接通电压(VON))的所施加电压(VA)开启，以将泵压力(PP)增大至最大泵压力(PPmax)。虽然泵压力(PP)的增大可能略微落后于所施加电压(VA)的施加，但是增大的泵压力(PP)最终致使伤口部位压力(WP)也如时刻t1所示地增大。
在一些实施例中，继续施加继电器式电压(VON)，直至伤口部位压力(WP)达到最大伤口部位压力(WPmax)。当达到或超过最大伤口部位压力(WPmax)时，压力泵112在关掉时刻(toff)关掉，使得不施加泵压力(PP)，从而允许减压疗法系统100中的剩余压力由于系统中的泄漏而减小。压力泵112保持关掉，直至伤口部位压力(WP)再次小于或等于最小伤口部位压力值(WPmin)。在一些实施例中，还可以通过打开泄压阀(未示出)来更快速地减小剩余压力，所述泄压阀从系统中排出空气压力。
在一些实施例中，施加继电器式电压(VON)直至泵压力(PP)达到最大泵压力值(PPmax)、或伤口部位压力(WP)达到最大伤口部位压力值(WPmax)，无论哪个先发生都行。当达到或超过这些最大值之一时，压力泵112在关掉时刻(toff)关掉，使得不施加泵压力(PP)，从而允许减压疗法系统100中的剩余压力由于系统中的泄漏而减小。压力泵112保持关掉，直至伤口部位压力(WP)再次小于或等于最小伤口部位压力值(WPmin)、或泵压力(PP)小于或等于最小泵压力值(PPmin)，无论哪个先发生都行。在一些实施例中，还可以通过打开泄压阀来更快速地减小剩余压力。
继电器式控制器在这两种状态之间切换，其中压力泵112在伤口部位压力或泵压力在下降模式中下降得太多时被开启，并且在伤口部位压力或泵压力在上升模式中升高得太高时关掉压力泵112。继电器式控制器允许伤口部位压力(WP)在125mmHg的目标压力(TP)附近振荡，而被包含在使用者编程到系统控制器170中的滞环控制带的以下两个极限值之间：例如115mmHg的最小伤口部位压力值(WPmin)和135mmHg的最大伤口部位压力值(WPmax)。伤口部位压力(WP)不会被拉回到滞环控制带内或20mmHg的伤口部位压力范围(δWP)内，除非伤口部位压力(WP)超过这些极限值之一。继电器式控制器将伤口部位压力(WP)基本上维持在这个范围内，因为继电器式控制器在低泄漏环境中不需要过度补偿泄漏。控制器170可以进一步包括供使用者/看护者设定滞环控制带的一个或多个极限值的输入端，并且可以存在多个滞环控制带。系统可以进一步包括用于使用者/看护者的输出端，并且所述输出端可以是滞环控制带状态指示器，例如滞环控制带状态指示器可以指示滞环控制带当前被设定成窄的还是宽的，如本文所讨论的。
在一些实施例中，系统控制器170还可以包括比例积分微分(PID)控制器(未示出)，其提供控制回路反馈机制，所述控制回路反馈机制将误差值计算为测得过程变量与期望设定点或目标之差、在这种情况下分别为伤口部位压力(WP)与组织部位105处的对应目标压力(TP)之差。PID控制器是本领域技术人员公知的，其提供比例信息、历史信息和时间变化率信息，以将伤口部位压力(WP)维持成接近目标压力(TP)。使用PID求和来通过比如提供给DC马达114的功率或电压(即，所施加电压(VA)，与如上所述的泵压力(PP)直接相关)的控制要素来调节此过程，在这种情况下为减压疗法过程。所施加电压(VA)可以如上所述通过调节脉宽调制(PWM)来改变，以实现为了补偿敷料115的泄漏和/或上文提及的压头所必需的泵压力(PP)。PID控制器的响应依赖于PID控制器对误差、PID控制器超过设定点(例如目标压力(TP))的程度、以及系统振荡程度(例如伤口部位压力(WP)在上述可接受范围内的振荡程度)的响应性。虽然PID控制器的优选实施例是数字控制器，但是PID控制器也可以是模拟控制器或简单的RC电路。模拟或数字PID控制器可以在作为本领域熟知的程序逻辑控制器的一部分的硬件部件或软件中实施。
在第一压力传感器155测量伤口部位压力(WP)之后，PID控制器通过提供为了将伤口部位压力(WP)调回至目标压力(TP)而必需的所施加电压(VA)来调节泵压力(PP)，即，泵压力校正(δPP)。泵压力校正(δPP)是将伤口部位压力(WP)维持在期望目标压力(TP)、例如125mmHg所需的额外压力，并且可以每隔几秒计算一次。因此，PID控制改变对DC马达114施加的电压(VA)，以实现在最小泵压力值(PPmin)与最大泵压力值(PPmax)之间的泵压力(PP)，以将伤口部位压力(WP)维持成接近目标伤口部位压力(TP)。
更具体地参见图6，为与图4所展示的实例相比在PID控制器的正常操作条件下维持伤口部位压力(WP)的实例，泵压力(PP)与伤口部位压力(WP)之间的压力差(δP)是如包括第一泵压力(PP1)、第二泵压力(PP2)和第三泵压力(PP3)的这三个实例展示的不同泄漏速率(LR)的结果。在第一实例中，第一泵压力(PP1)具有大致15至16mmHg的相对大的压力差(δP1)，这是由大致350cc/min的相当高的泄漏速率(LR)导致的。第一压力(PP1)被PID控制器在最大泵压力值(PPmax)与最小泵压力值(PPmin)之间改变，以将伤口部位压力(WP)维持在125mmHg的目标压力(TP)。换言之，PID控制器将第一泵压力(PP1)在140mmHg与141mmHg之间改变，以将伤口部位压力(WP)维持在125mmHg的目标压力(TP)。在第二实例中，第二泵压力(PP2)也具有大致11至12mmHg的相对大的压力差(δP2)(这是由250cc/min的相当高的泄漏速率(LR)导致的)、并且被PID控制器在最大泵压力值(PPmax)与最小泵压力值(PPmin)之间改变，以将伤口部位压力(WP)维持在125mmHg的目标压力(TP)。换言之，PID控制器将第二泵压力(PP2)在136mmHg与137mmHg之间改变，以将伤口部位压力(WP)维持在125mmHg的目标压力(TP)。从根本上说，这两个实例之间的区别在于，较高的泄漏速率(LR)需要较大的压力差(δP)来将伤口部位压力(WP)维持在相同的目标压力(TP)。第三实例展示了相同的区别，其中，第三泵压力(PP3)也具有大致4至5mmHg的小得多的压力差(δP3)(这是由大致100cc/min的较低泄漏速率(LR)导致的)、并且被PID控制器在129mmHg与130mmHg之间改变以将伤口部位压力(WP)维持在125mmHg的目标压力(TP)。
与继电器式控制器不同，PID控制器不开启和关掉压力泵112、而是连续控制施加在最大压力值(PPmax)与最小压力值(PPmin)之间的泵压力(PP)，以将伤口部位压力(WP)维持在相对恒定的水平、例如如虚线所示的125mmHg的目标压力(TP)下，而不是允许所述泵压力如继电器式控制器的情况下所示的在最大压力值(WPmax)与最小压力值(WPmin)之间变化。因此，泵压力(PP)朝最小泵压力值(PPmin)下降的程度越大，PID控制器将提供给DC马达114的所施加电压(VA)增大得越多。因此，伤口部位压力(WP)从目标压力(TP)变化越远，PID控制器通过调节提供给DC马达114的所施加电压(VA)而作出的响应越多。为了增大或减小所施加电压(VA)而采取的动作与减压系统提供的伤口部位压力(WP)与目标伤口部位压力(TP)偏离的程度成比例。尤其针对高泄漏速率(LR)，PID控制器连续地操作以将伤口部位压力(WP)保持成尽可能接近目标伤口部位压力(TP)。因此，在分别将图6和图5的伤口部位压力(WP)进行比较时，PID控制器致使减压疗法系统100比继电器式控制器更顺畅地运行，如图所示，这是因为PID控制器将伤口部位压力(WP)维持成平均更接近目标伤口部位压力(TP)，而继电器式控制器允许伤口部位压力(WP)在如上所述的两个极限值之间振荡。
当流量(FR)小到足以指示低泄漏状况时，例如当泵压力(PP)或伤口部位压力(WP)以非常低的速率朝其相应的最小压力值、即(PPmin)或(WPmin)降低时，继电器式控制器在治疗期间可以提供足够平稳的伤口部位压力(WP)，同时通过在相同治疗时间段期间间歇性地关掉压力泵112将节省电池电力并减小噪音。例如，DC马达114和压力泵112在图5B所示的一分钟时间段期间被关掉了显著的百分比时间、但是在PID控制器如图6所示进行操作时连续地运行。因此，期望的是，在治疗期间针对低泄漏状况、比如当流量(FR)小于或等于表示低泄漏状况的固定目标流量(TFR)时，尽可能多地保持继电器式控制器运行，但是在流量(FR)大于表示高泄漏状况的固定目标流量(TFR)时，切换成PID控制器。因此，系统控制器170的另一个示例性实施例包括PID控制器和继电器式控制器两者(即，混合式控制器)、以及根据减压疗法系统100的泄漏程度(无论泄漏点或泄露的位置在哪)在这两个控制器之间切换的额外处理。
因此，系统控制器170可以被编程为使用如上所述的继电器式控制器结合PID控制器进行操作，以取决于与敷料115或减压疗法系统100的其他部件产生的影响流量(FR)的空气泄漏量相关的特定切换条件而启用或禁用PID控制器。使用此类混合式控制器优于仅利用如上所述的在连续控制模式(或如上所述的间歇控制模式的被启用部分)期间连续运行的PID控制器来将伤口部位压力(WP)更紧密地维持在目标伤口部位压力(TP)、但是可能连续产生噪音并且更快地将驱动DC马达114的电池放电。混合式控制器可以接合继电器式控制器，使得DC马达114在疗法治疗期间被开启和关掉以节省电池电力并减少由压力泵112产生的噪音。控制器170可以进一步包括供使用者/看护者设定一个或多个目标流量(TFR)的输入端。
在一些实施例中，使用者/看护者可以将目标流量(TFR)设定为用于确定敷料115或其他部件是处于高泄漏状态还是低泄漏状态的切换条件。例如，如果流量(FR)大于固定目标流量(TFR)、即高泄漏条件，则禁用继电器式控制器，使得PID控制器接管以保持伤口部位压力(WP)尽可能接近目标伤口部位压力(TP)。然而，如果流量(FR)小于或等于固定目标流量(TFR)、即低泄漏状况，则继电器式控制器被启用以将伤口部位压力(WP)包含在伤口部位压力差(δWP)范围内，同时节省电池电力并且减少来自压力泵112的噪音。例如，固定目标流量(TFR)可以为65cc/min。如上文所指示的，期望的是在治疗期间在敷料115处于低泄漏状况时，尽可能多地保持继电器式控制器运行。例如，系统控制器170可以在流量(FR)小于或等于固定目标流量(TFR)时接合继电器式控制器、但是在由于患者来回移动而在敷料115中产生的并且最终导致高泄漏状况的额外泄漏使得流量(FR)大于固定目标流量(TFR)时切换回PID控制器。
在另一实施例中，继电器式控制器可以具有双目标流量(TFR)能力，其中系统控制器170进一步包括供使用者设定两个目标流量(TFR)作为确定敷料115或其他部件是处于高泄漏状态还是低泄漏状态的切换条件的输入端：继电器式控制器以增大的流量(FR)启用时的上升的目标流量(TFRA)，以及当PID控制器以减小的流量(FR)启用时的下降的目标流量(TFRD)。在一个实施例中，上升的目标流量(TFRA)和下降的目标流量(TFRD)两者均大于固定目标流量(TFR)，使得系统控制器170更快速地从PID控制器切换成继电器式控制器、并且更缓慢地从继电器式控制器切换成PID控制器。例如，上升的目标流量(TFRA)和下降的目标流量(TFRD)两者均可以被设定为约80cc/min，即，高于前一个实例中的65cc/min的固定目标流量(TFR)。在还又一个实施例中，上升的目标流量(TFRA)还可以大于下降的目标流量(TFRD)，使得系统控制器170甚至更快速地从PID控制器切换成继电器式控制器、并且甚至更缓慢地从继电器式控制器切换成PID控制器。在这种情况下，与同PID控制器的连续操作相关联的缺陷相反，系统控制器170享有通过使用继电器式控制器获得的益处。例如，上升的目标流量(TFRA)可以为75cc/min，并且下降的目标流量(TFRD)可以为约85cc/min。如果PID控制器当前在高泄漏状况下被启用，其中流量(FR)在减小，则将下降的目标流量(TFRD)设定为85cc/min而不是65cc/min，使得系统控制器170更快速地从PID控制器切换以启用继电器式控制器。替代性地，如果继电器式控制器在低泄漏状况下启用，其中流量(FR)在增大，则将上升的目标流量(TFRA)设定为75cc/min而不是65cc/min，使得系统控制器170更缓慢地切换以将继电器式控制器禁用。
在一个实施例中，控制器170可以响应于组织部位105处的如由第一压力传感器155测得的伤口部位压力(WP)对增大的泵压力(PP)无响应，而对指示器172提供输出信号以发出视觉和/或声音信号。例如，指示器172可以是提供视觉信号的发光二极管(LED)。在这个实施例中，指示器172响应于组织部位105处的伤口部位压力(WP)对增大的泵压力无响应而照亮。在另一实施例中，指示器172是发声装置、比如扬声器。在这个实施例中，指示器172响应于组织部位105处的伤口部位压力(WP)对增大的泵压力无响应而发出声音。控制器170可以提供指示负压疗法系统是处于低泄漏状况还是高泄漏状况的其他输出信号。
现在参见图7，示出了在如上所述的系统控制器170上、或替代性地在系统控制器170的另一个示例性实施例上实施的用于控制伤口部位压力(WY)的方法或过程的示例性实施例。控制器170和其他部件可以根据如图7中的流程图所示的疗法循环700来实现如上所述的这个过程。疗法循环700包括疗法算法703，所述疗法算法用于选择适当的控制器、即PID控制器或继电器式控制器，来控制对组织部位的减压递送，同时节省电力并且减小来自压力泵112和DC马达114的噪音。控制器170首先在705处检查负压疗法系统100是否已经被开启，使得如果减压疗法系统100没有被开启，则在707处将所施加电压(VA)设定为0V并在709处作为新的马达电压(VM)施加给DC马达114，使得DC马达114不运行。如果减压疗法系统100开启，则在711处，系统控制器170检查以确定是否过去了足以进行疗法算法703的时间，即，工作周期疗法时间(tDC)。疗法算法703的工作周期可以为例如约50ms。因此，如果自上次计算疗法算法703起经过了小于50ms，则在709处，DC马达电压(VM)保持设定为先前施加的电压(VA)。在没有实施疗法算法703的情况下，疗法循环700的工作周期本身可以为例如10ms。然而，如果已经经过了超过50ms，则系统控制器170在713处重新计算疗法算法703并且继续检查的当前伤口部位压力(WP)和/或泵压力(PP)以对比如上所述的其对应的最大和最小伤口部位压力和泵压力值，即(WPmax)和(WPmin)、以及(PPmax)和(PPmin)。
在713处通过确定继电器式控制器是否启用来开始疗法算法703。如果PID控制器被接合并且继电器式控制器没有，则在715处将局部泵压力(PPL)设定为当前泵压力(PPC)。如上所述，PID控制调节对DC马达114施加的电压(VA)，以实现在最小泵压力值(PPmin)与最大泵压力值(PPmax)之间的泵压力(PP)，以将伤口部位压力(WP)维持成接近目标伤口部位压力(TP)。返回参见图6作为实例，在高泄漏状况期间，PID控制器将第一泵压力(PP1)在140mmHg与141mmHg之间改变，以将伤口部位压力(WP)维持在125mmHg的目标压力(TP)并且继续控制泵压力(PP)。在717处，控制器170确定对应于当前泵压力(PPC)的所施加电压(VA)的值，并且在709处将该电压作为DC马达电压(VM)施加。然而，如果继电器式控制器被接合或启用，如图5B所示，则在719处，疗法算法703确定继电器式控制器是在上升还是下降。
当伤口部位压力(WP)在下降模式中下降太多，例如低于如上所述的最小伤口部位压力值(WPmin)时，压力泵112以大于停转电压(即，继电器式接通电压(VON))的所施加电压(VA)开启，以在上升模式中将泵压力(PP)增大至最大泵压力(PPmax)。继续施加继电器式接通电压(VON)，直至泵压力(PP)达到最大泵压力值(PPmax)、例如501或503所示，或伤口部位压力(WP)达到最大伤口部位压力值(WPmax)、例如502或504所示，无论哪个先发生都行。当伤口部位压力(WP)处于上升模式时，在723处，疗法算法703将局部目标伤口部位压力(TPL)设定为目标伤口部位压力(TP)加上滞后值(H)。滞后值(H)是在继电器式控制器关掉压力泵112以保护组织部位105免于可能造成损害的过量减压之前，在上升模式时伤口部位压力(WP)应增大到超过目标伤口部位压力(TP)之上的最大压力量。滞后值(H)设定高于目标伤口部位压力(TP)的上限，即，最大压力值(WPmax)。例如，如果滞后值(H)为10mmHg，则最大伤口部位压力值(WPmax)被设定为135mmHg，如图5B所示。由于伤口部位压力(WP)通常落后于上升的泵压力(PP)，如伤口部位压力峰值502和504以及泵压力峰值501和503所示，因此当泵压力(PP)达到最大泵压力值(PPmax)、例如为503中的501处的约140mmHg时，伤口部位压力(WP)通常小于最大伤口部位压力值(WPmax)、例如505和506处的约132mmHg。因此，系统控制器170允许继电器式控制器继续调节减压的施加、但是在减压循环的下降模式中关掉压力泵112。
因此，当伤口部位压力(WP)在上升模式中上升太多，例如高于如上所述的最大伤口部位压力值(WPmax)或最大泵压力值(PPmax)时，关掉压力泵112，使得不施加泵压力(PP)，从而允许减压疗法系统100中的剩余压力在下降模式中由于系统中的泄漏而减小。压力泵112保持关掉，直至伤口部位压力(WP)再次小于或等于例如508处所示的最小伤口部位压力值(WPmin)，或泵压力(PP)小于或等于例如507处所示的最小泵压力值(PPmin)，无论哪个先发生都行。当伤口部位压力(WP)如上所述处于下降模式时，在721处，疗法算法703将局部目标伤口部位压力(TPL)设定为目标伤口部位压力(TP)减去滞后值(H)。滞后值(H)是在系统控制器170确定泄漏速率(LR)已经增大到某个流量之前，在下降模式时伤口部位压力(WP)应降低到低于目标伤口部位压力(TP)之下的最小压力量，所述流量大到足够要求PID控制器将伤口部位压力(WP)维持成更接近如上所述的目标伤口部位压力(TP)。因此，滞后值(H)还设定了低于目标伤口部位压力(TP)的下限，即，最小压力值(WPmin)。例如，如果滞后值(H)为10mmHg，则最小伤口部位压力值(WPmin)被设定为115mmHg，如图5B所示。由于泵压力(PP)通常与如图所示在相应的泵压力峰值501和伤口部位压力峰值502与相应的压力泵112压力最小值507和伤口部位压力最小值508之间的下降的伤口部位压力(WP)一致，因此继电器式控制器在507处重新开启压力泵112，在此之后伤口部位压力(WP)开始在上升模式中再次增大。因此，系统控制器170允许继电器式控制器继续调节减压的施加、并且在减压循环的上升模式中通过开启压力泵112来实现。继电器式控制器允许伤口部位压力(WP)在125mmHg的目标压力(TP)左右、在以下两个极限值之间有效地振荡，这两个极限值可以分别使用115mmHg的最小伤口部位压力值(WPmin)和135mmHg的最大伤口部位压力值(WPmax)、或者使用滞后值(H)和目标压力(TP)被编程到系统控制器170中。在任一情况下，继电器式控制器将伤口部位压力(WP)维持在伤口部位压力范围(δWP)内、例如20mmHg的滞环控制带或伤口部位压力范围(δWP)内。
在疗法算法703在709处将DC马达电压(VM)设定成等于施加电压(VA)以重新进入疗法循环700中之后，疗法循环700接着在725处读取系统控制器170测得的当前流量(FR)、并且在727处确定当前流量(FR)是否小于目标流量(TFR)。如果流量(FR)小于如上所述的指示低泄漏状况的目标流量(TFR)，则如729处所示继电器式控制器保持开启或者被启用。然而，如果流量(FR)大于或等于如上所述的指示高泄漏状况的目标流量(TFR)，则如731处所示继电器式控制器保持关掉或者被禁用。最后，治疗循环700在733处检查以确认负压伤口疗法系统100是否已经关掉，并且如果没有，则继续治疗循环，如735处所示。如果负压疗法系统100已经关掉，则疗法循环在737处结束。
在此描述的这些系统、设备和方法可以提供显著优点。例如，PID控制算法不断地调节负压源以将压力维持在指定公差内、对于低泄漏应用可能是效率低的，从而比简单的滞后控制算法汲取更多的电力。相反，滞后算法在低泄漏应用中可以很好地起作用并且使用相对少的电力，但是在高泄漏应用中可能导致负压源频繁地关掉和开启，这可能是嘈杂的并且增大了功耗。如本文所描述的，混合控制可以组合PID控制算法与滞后控制算法的益处以将功耗和噪音最小化。例如，如果负压疗法应用具有低泄漏，则混合控制算法可以选择滞后控制算法以将功耗最小化。如果应用改变或产生较高的泄漏，则混合控制算法可以切换成PID控制算法以将噪音最小化。
现在参见图8，示出了在如上所述的系统控制器170上、或替代性地在系统控制器170的另一个示例性实施例上实施的用于控制伤口部位压力(WP)的方法或过程的示例性实施例。控制器170和其他部件可以根据如图8中的流程图所示的疗法循环800来实现如上所述的这个过程。疗法循环800包括疗法算法803，用于选择850、860继电器式控制器的适当滞环控制带、即窄滞环控制带850或替代性地宽滞环控制带860，以控制对组织部位的减压递送同时节省电力。在一些实施例中，疗法算法803可以与其他疗法算法、例如本文描述的用于选择适当控制器的疗法算法703组合使用，或者替代性地可以用作独立的疗法算法803。
用负压疗法系统提供负压疗法越来越多地用较小的疗法装置100来进行，所述疗法装置使用电池而不是连接至电源插座来对泵112提供电力。电池的使用减少了疗法装置100可获得的总电力供应。因此，在通过电插座连接被供电的疗法装置100中会被视为可忽略的电力泄放可能显著地降低疗法装置100在治疗生命周期的持续时间上提供疗法的能力。电力泄放是指疗法装置的需要使用电力的操作，例如泵112产生减压的操作。电力泄放可能由低水平敷料泄漏引起，例如低水平敷料泄漏会通过反复地触发疗法装置100的操作以维持组织部位处所需的减压而从疗法装置100的电池泄放电力。这些电力泄放缩短了疗法装置100在需要进行疗法装置100的处置、电池的再充电或电池更换之前的使用寿命。泄漏检测技术可以帮助鉴别一些泄漏，这些泄漏随后可以被使用者密封；然而，低水平泄漏将对最灵敏的泄漏检测系统提出挑战并且常常会变得检测不到。
在一个示例性实施例中，疗法装置100可以是由电池供电的小型便携式抛弃式疗法装置100，并且使用者/临床医师可以将系统控制器170配置用于7天(168个小时)治疗生命周期，或者疗法装置100可以在制造期间被预先配置用于7天治疗生命周期。系统控制器170可以进一步被配置成经由时钟、计数器、计时器或类似物来确定治疗生命周期迄今完成了多少并且由此在810处确定治疗生命周期的尚未完成的剩余量。治疗生命周期的持续时间还可以被临床医师实时地修改，例如系统控制器170可以被临床医师重新配置用于8天(192个小时)治疗生命周期。
疗法算法803可以使用在对治疗生命周期进行分析时使用其剩余量和/或剩余量的变化。例如，可能优选的是，以宽滞环控制带完成治疗生命周期，而不是试图维持窄滞环控制而又因为电池的容量不足这样做而不能完成治疗生命周期。疗法算法803可以被配置有这个信息、并且至少部分地基于治疗生命周期的剩余量或现有治疗生命周期还有多少尚未完成来决定切换到窄滞环控制带或较宽滞环控制带。
在820处，疗法算法803可以进一步读取系统控制器170确定的当前电池电荷水平(BCL)。在836处当前电池电荷水平(BCL)小于可以指示系统中的低电池电荷水平的第一目标电荷水平(TCL1)时，系统控制器170可以被配置用于在860处选择宽滞环控制带，替代性地，在832处当前电池电荷水平(BCL)大于可以指示系统中的高电池电荷水平的第二目标电池电荷水平(TCL2)时，系统控制器170可以被配置用于在850处选择窄滞环控制带。第一目标电荷水平(TCL1)可以小于第二目标电荷水平(TCL2)，替代性地，第一目标电池电荷水平(TCL1)可以基本上等于第二目标电池电荷水平(TCL2)。电池电荷水平(BCL)可以使用已知的电子电路来确定。
在一些实施例中，低电池电荷水平还可以指示系统中的高泄漏状况，和/或高电池电荷水平还可以指示系统中的低泄漏状况。在一些情形下，疗法算法803可以进一步确定电池是否已被更换、电池是否已被充电，或者在治疗生命周期期间是否已解决了系统中的现有泄漏。
在一些实施例中，系统控制器170可以被配置用于替代性地在系统中的电池电荷水平高时选择窄滞环控制带850、或者在系统中的电池电荷水平低时选择宽滞环控制带860。
在一些实施例中，TCL1值和/或TCL2值可以至少部分地基于治疗生命周期的剩余量，并且因此可以是动态的。例如，随着治疗生命周期的剩余量随时间减少，因此TCL1和/或TCL2的值可以随时间减小。
疗法算法803可以进一步读取在泵与多孔垫之间的、如836处由系统控制器170确定的当前流体流量(FR)。在842处当前流量(FR)小于可以指示系统中的低泄漏状况的第一目标流量(TFR1)时，系统控制器170可以被配置用于选择窄滞环控制带850，替代性地，在840处当前流量(FR)大于可以指示系统中的高泄漏状况的第二目标流量(TFR2)时，系统控制器170可以被配置用于选择宽滞环控制带860。第一目标流量(TFR1)可以小于第二目标流量(TFR2)，替代性地，第一目标流量(TFR1)可以基本上等于第二目标流量(TFR2)。可以根据压力泵112的工作周期来推断当前流量(FR)或泄漏速率，并且可以使用已知的电子电路来确定工作周期。
在一些实施例中，系统控制器170可以被配置用于替代性地在确定系统处于低泄漏状态时选择窄滞环控制带850、或者在确定系统处于高泄漏状态时选择宽滞环控制带860。虽然是在节省电池电力的背景下讨论了窄滞环控制带850或宽滞环控制带860的替代性选择，但是可能存在其他考虑因素。例如，系统控制器170可以被配置用于在治疗生命周期开始时选择具有更严格的一组极限值的滞环控制带，以在敷料的粘接剂起作用时实现并维持治疗密封，在此之后，系统可以选择具有较宽松的一组极限值的滞环控制带。
在一些实施例中，TFR1值和/或TFR2值可以至少部分地基于治疗生命周期的剩余量，并且因此可以是动态的。例如，由于治疗生命周期的剩余量随时间减少，因此TFR1和/或TFR2的值可以随时间减小。
虽然疗法算法803在本文中被描述为仅具有窄滞环控制带和宽滞环控制带，但是这仅用于展示的目的；如本领域普通技术人员理解的，可以额外地/替代性地存在多于两个滞环控制带，可以存在一个滞环控制带，并且这一个或多个滞环控制带的大小可以至少部分地基于治疗生命周期的剩余量、当前电池电荷水平(BCL)和当前流量(FR)来动态地变化。
在一些实施例中，可以对治疗生命周期的剩余量、当前电池电荷水平(BCL)和当前流量(FR)各自进行加权，并且疗法算法803可以被配置用于至少部分地基于对加权分数的确定来替代性地选择窄滞环控制带850或宽滞环控制带860。
由于疗法算法803利用最小伤口部位压力(WPMin)，因此它将具有辅助压力泵112抵抗现有系统压力重启的附加优点。如上所述，压力泵112抵抗现有系统压力重启是更困难的，并且这可能由于低的电池电荷水平(BCL)和电池端电压的对应减小而加剧。通过利用最小伤口部位压力(WPMin)，可以减轻这种限制，因为一旦压力泵112获得动量就可能能够达到高于其在当前电池电荷水平(BCL)/电池端电压的情况下以其他方式能够获得的最大伤口部位压力(WPMax)。
在一些实施例中，疗法算法803可以是主算法，例如如果系统控制器170包括PID控制器和继电器式控制器两者，即如上所述的混合式控制器和/或疗法算法703，则可以通过疗法算法803来确定这两者之间的任何冲突。例如，虽然疗法算法703可以被配置成在流量(FR)小于或等于固定目标流量(TFR)时接合继电器式控制器、但是在流量(FR)大于固定目标流量(TFR)时切换回PID控制器，但是在高泄漏系统中这可以被疗法算法803基于功耗考虑而凌驾在之上，而不是维持目标压力(TP)。
在一些实施例中，PID控制器可以被配置成具有如本文描述的滞环控制带，并且PID控制器仅在伤口部位压力(WP)已衰减到最小伤口部位压力(WPMin)时对DC马达114发送电力，并且给DC马达114的电力还可以随着其接近目标压力(TP)而减小。虽然提出的疗法算法803已经在修改和/或选择850、860滞环控制带方面进行描述，但是应实现的是，它同样可以在至少部分地基于可用电力的测量值、系统中的泄漏和治疗生命周期的剩余量来改变最小伤口部位压力(WPMin)、最大伤口部位压力(WPMax)、伤口部位压力差范围(δWP)或泵压力差范围(δPP)方面进行描述，以使效率最大化。
虽然这些展示性实施例是针对负压伤口治疗系统，但是本文描述的系统和方法适用于使用泵的其他医疗和非医疗系统，并且存在调节泵的控制带以改善系统效率的优点。
另外，虽然在一些展示性实施例中示出，但是本领域普通技术人员将认识到在此描述的这些系统、设备和方法易于作出不同的变化和修改。此外，除非上下文清楚地要求，否则使用诸如“或”等术语对不同替代方案的描述不需要相互排斥，并且不定冠词“一个”或“一种”不将主题限制为单个实例。
所附权利要求阐述了上文所述的主题的新颖性和创造性方面，但是权利要求还可以涵盖未详细明确列举的另外的主题。例如，如果不必将新颖性和创造性特征与本领域普通技术人员已知的特征区分，则可以从权利要求中省略掉某些特征、要素或方面。本文所述的特征、要素和方面也可以组合或被替换为用于相同、等效或类似目的的替代性特征，而不脱离由所附权利要求限定的本发明的范围。

Claims (25)

1.一种系统，包括：
负压源(110)，所述负压源(110)包括适于产生泵压力(PP)的泵(112)以及电动马达(114)，所述电动马达(114)响应于来自电源的电力施加而驱动所述泵(112)；
第一压力传感器(155)，所述第一压力传感器(155)具有用于感测伤口部位(105)处的压力(WP)的输入端并且具有用于提供指示所述伤口部位压力(WP)的伤口部位压力信号的输出端；以及
系统控制器(170)，所述系统控制器(170)联接至所述电动马达(114)以及所述第一压力传感器(155)的输出端，来控制伤口部位压力(WP)，所述系统控制器(170)被配置用于将所述伤口部位压力(WP)与滞环控制带(850,860)进行比较；
其中，所述滞环控制带(850,860)包括最大伤口部位压力(WPMax)和最小伤口部位压力(WPMin)，其中，所述系统控制器(170)被配置用于将所述伤口部位压力(WP)维持在所述滞环控制带(850,860)内，其中，所述最大伤口部位压力(WPMax)和所述最小伤口部位压力(WPMin)是至少部分地基于所述泵(112)与所述伤口部位(105)之间的流体流量(FR)。
2.如权利要求1所述的系统，其中，所述系统控制器包括继电器式控制器，所述继电器式控制器适于在所述伤口部位压力(WP)大于所述最大伤口部位压力(WPMax)时减小所述伤口部位处的负压、并且在所述伤口部位压力(WP)小于所述最小伤口部位压力(WPMin)时增大所述伤口部位处的负压。
3.如权利要求1所述的系统，进一步包括第二压力传感器，所述第二压力传感器具有用于感测泵压力(PP)的输入端、和将指示所述泵压力(PP)的泵压力信号提供给所述系统控制器的输出端。
4.如权利要求1所述的系统，其中，所述系统控制器包括继电器式控制器，所述继电器式控制器适于通过在所述伤口部位压力(WP)大于最大伤口部位压力(WPMax)时减少对所述电动马达施加的电力、并且在伤口部位压力(WP)小于最小伤口部位压力(WPMin)时增加对所述电动马达施加的电力，来控制所述伤口部位处的负压。
5.如权利要求1所述的系统，其中，所述泵是隔膜泵。
6.如权利要求1所述的系统，其中，所述电动马达是DC马达。
7.如权利要求1所述的系统，其中，对所述电动马达施加的电力通过改变对所述电动马达施加的电压而变化。
8.如权利要求7所述的系统，其中，所述系统控制器进一步被配置用于通过确定对所述电动马达施加的电压的时间变化率来确定所述流量(FR)。
9.如权利要求1所述的系统，其中，对所述电动马达施加的电力通过改变所述电动马达汲取的电流而变化。
10.如权利要求9所述的系统，其中，所述系统控制器进一步被配置用于通过确定所述电动马达汲取的电流的时间变化率来确定流量(FR)。
11.如权利要求1所述的系统，其中，所述系统控制器进一步被配置用于在所述流量(FR)小于指示所述系统内的低泄漏状况的第一目标流量(TFR1)时选择窄滞环控制带。
12.如权利要求11所述的系统，其中，所述系统控制器进一步被配置用于在所述流量(FR)大于指示所述系统内的高泄漏状况的第二目标流量(TFR2)时选择宽滞环控制带。
13.如权利要求12所述的系统，其中，所述系统控制器进一步被配置用于在所述系统处于低泄漏状况时替代性地选择所述窄滞环控制带、或者在所述系统处于高泄露状况时选择所述宽滞环控制带。
14.如权利要求12所述的系统，其中，所述第一目标流量(TFR1)小于所述第二目标流量(TFR2)。
15.如权利要求12所述的系统，其中，所述第一目标流量(TFR1)基本上等于所述第二目标流量(TFR2)。
16.如权利要求1所述的系统，其中，所述电源是电池，其中，所述用于刺激所述伤口部位处的组织愈合的系统是便携式系统，并且所述便携式系统由所述电池供电。
17.如权利要求16所述的系统，其中，所述电池是原电池，其中，所述原电池是不可再充电的锂电池。
18.如权利要求16所述的系统，其中，所述电池是二次电池，其中，所述二次电池是可再充电的锂离子电池。
19.如权利要求16所述的系统，其中，所述系统控制器进一步被配置用于确定电池电荷水平(BCL)。
20.如权利要求19所述的系统，其中，所述系统控制器进一步被配置用于在所述电池电荷水平(BCL)小于指示所述系统内的低电池电荷水平的第一目标电池电荷水平(TCL1)时，选择宽滞环控制带。
21.如权利要求20所述的系统，其中，所述系统控制器进一步被配置用于在所述电池电荷水平(BCL)大于指示该系统内的高电池电荷水平的第二目标电池电荷水平(TCL2)时，选择窄滞环控制带。
22.如权利要求21所述的系统，其中，所述第一目标电池电荷水平(TCL1)小于所述第二目标电池电荷水平(TCL2)。
23.如权利要求21所述的系统，其中，所述第一目标电池电荷水平(TCL1)基本上等于所述第二目标电池电荷水平(TCL2)。
24.如权利要求21所述的系统，其中，所述系统控制器进一步被配置用于在所述系统内的电池电荷水平高时替代性地选择所述窄滞环控制带、或者在所述系统内的电荷水平低时选择所述宽滞环控制带。
25.如任一前述权利要求所述的系统，还包括：
歧管，所述歧管被配置用于定位在伤口部位处并且适于被盖布覆盖以围绕所述伤口部位形成密封从而维持伤口部位处的负压；
负压源，所述负压源适于流体地联接至所述歧管以向所述伤口部位施加负压。
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