CZ305727B6 - Pomocný přístroj pro pacienty s onemocněním srdce a způsob řízení průtoku krve krevní pumpou - Google Patents
Pomocný přístroj pro pacienty s onemocněním srdce a způsob řízení průtoku krve krevní pumpou Download PDFInfo
- Publication number
- CZ305727B6 CZ305727B6 CZ2002-3242A CZ20023242A CZ305727B6 CZ 305727 B6 CZ305727 B6 CZ 305727B6 CZ 20023242 A CZ20023242 A CZ 20023242A CZ 305727 B6 CZ305727 B6 CZ 305727B6
- Authority
- CZ
- Czechia
- Prior art keywords
- blood pump
- flow
- motor
- drive unit
- flow rate
- Prior art date
Links
- 239000008280 blood Substances 0.000 title claims abstract description 193
- 210000004369 blood Anatomy 0.000 title claims abstract description 193
- 238000000034 method Methods 0.000 title claims abstract description 45
- 230000017531 blood circulation Effects 0.000 title claims abstract description 11
- 208000019622 heart disease Diseases 0.000 title claims description 13
- 230000000747 cardiac effect Effects 0.000 title abstract description 8
- 230000035479 physiological effects, processes and functions Effects 0.000 claims abstract description 5
- 230000002861 ventricular Effects 0.000 claims description 20
- 238000004364 calculation method Methods 0.000 claims description 10
- 230000008569 process Effects 0.000 claims description 7
- 238000004804 winding Methods 0.000 claims description 7
- 238000001514 detection method Methods 0.000 claims description 6
- 230000009467 reduction Effects 0.000 claims description 4
- 230000005355 Hall effect Effects 0.000 claims description 3
- 230000003287 optical effect Effects 0.000 claims description 3
- 230000009885 systemic effect Effects 0.000 abstract description 10
- 230000006870 function Effects 0.000 description 9
- 230000008901 benefit Effects 0.000 description 8
- 230000008859 change Effects 0.000 description 7
- 230000001960 triggered effect Effects 0.000 description 7
- 230000004044 response Effects 0.000 description 6
- 238000004458 analytical method Methods 0.000 description 5
- 230000001276 controlling effect Effects 0.000 description 5
- 230000000694 effects Effects 0.000 description 4
- 238000005516 engineering process Methods 0.000 description 4
- 238000012360 testing method Methods 0.000 description 4
- 238000013459 approach Methods 0.000 description 3
- 238000012937 correction Methods 0.000 description 3
- 230000005284 excitation Effects 0.000 description 3
- 230000014509 gene expression Effects 0.000 description 3
- 238000005534 hematocrit Methods 0.000 description 3
- 230000004962 physiological condition Effects 0.000 description 3
- 238000005086 pumping Methods 0.000 description 3
- 206010019280 Heart failures Diseases 0.000 description 2
- 230000004872 arterial blood pressure Effects 0.000 description 2
- 230000036772 blood pressure Effects 0.000 description 2
- 230000001684 chronic effect Effects 0.000 description 2
- 230000007423 decrease Effects 0.000 description 2
- 238000001914 filtration Methods 0.000 description 2
- 238000001595 flow curve Methods 0.000 description 2
- 238000012886 linear function Methods 0.000 description 2
- 238000012986 modification Methods 0.000 description 2
- 230000004048 modification Effects 0.000 description 2
- 230000002265 prevention Effects 0.000 description 2
- 230000006641 stabilisation Effects 0.000 description 2
- 238000011105 stabilization Methods 0.000 description 2
- 208000020446 Cardiac disease Diseases 0.000 description 1
- 208000001871 Tachycardia Diseases 0.000 description 1
- 206010003119 arrhythmia Diseases 0.000 description 1
- 230000006793 arrhythmia Effects 0.000 description 1
- 230000033228 biological regulation Effects 0.000 description 1
- 208000006218 bradycardia Diseases 0.000 description 1
- 230000036471 bradycardia Effects 0.000 description 1
- 206010061592 cardiac fibrillation Diseases 0.000 description 1
- 238000010276 construction Methods 0.000 description 1
- 230000008602 contraction Effects 0.000 description 1
- 230000001419 dependent effect Effects 0.000 description 1
- 238000010586 diagram Methods 0.000 description 1
- 230000002600 fibrillogenic effect Effects 0.000 description 1
- 239000012530 fluid Substances 0.000 description 1
- 230000004217 heart function Effects 0.000 description 1
- 238000007914 intraventricular administration Methods 0.000 description 1
- 230000001788 irregular Effects 0.000 description 1
- 230000007257 malfunction Effects 0.000 description 1
- 230000000873 masking effect Effects 0.000 description 1
- 230000037368 penetrate the skin Effects 0.000 description 1
- 230000001737 promoting effect Effects 0.000 description 1
- 230000001105 regulatory effect Effects 0.000 description 1
- 238000005070 sampling Methods 0.000 description 1
- 230000006794 tachycardia Effects 0.000 description 1
Classifications
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
- A61M60/00—Blood pumps; Devices for mechanical circulatory actuation; Balloon pumps for circulatory assistance
- A61M60/40—Details relating to driving
- A61M60/403—Details relating to driving for non-positive displacement blood pumps
- A61M60/408—Details relating to driving for non-positive displacement blood pumps the force acting on the blood contacting member being mechanical, e.g. transmitted by a shaft or cable
- A61M60/411—Details relating to driving for non-positive displacement blood pumps the force acting on the blood contacting member being mechanical, e.g. transmitted by a shaft or cable generated by an electromotor
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
- A61M60/00—Blood pumps; Devices for mechanical circulatory actuation; Balloon pumps for circulatory assistance
- A61M60/10—Location thereof with respect to the patient's body
- A61M60/122—Implantable pumps or pumping devices, i.e. the blood being pumped inside the patient's body
- A61M60/165—Implantable pumps or pumping devices, i.e. the blood being pumped inside the patient's body implantable in, on, or around the heart
- A61M60/178—Implantable pumps or pumping devices, i.e. the blood being pumped inside the patient's body implantable in, on, or around the heart drawing blood from a ventricle and returning the blood to the arterial system via a cannula external to the ventricle, e.g. left or right ventricular assist devices
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
- A61M60/00—Blood pumps; Devices for mechanical circulatory actuation; Balloon pumps for circulatory assistance
- A61M60/20—Type thereof
- A61M60/205—Non-positive displacement blood pumps
- A61M60/216—Non-positive displacement blood pumps including a rotating member acting on the blood, e.g. impeller
- A61M60/221—Non-positive displacement blood pumps including a rotating member acting on the blood, e.g. impeller the blood flow through the rotating member having both radial and axial components, e.g. mixed flow pumps
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
- A61M60/00—Blood pumps; Devices for mechanical circulatory actuation; Balloon pumps for circulatory assistance
- A61M60/20—Type thereof
- A61M60/205—Non-positive displacement blood pumps
- A61M60/216—Non-positive displacement blood pumps including a rotating member acting on the blood, e.g. impeller
- A61M60/226—Non-positive displacement blood pumps including a rotating member acting on the blood, e.g. impeller the blood flow through the rotating member having mainly radial components
- A61M60/232—Centrifugal pumps
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
- A61M60/00—Blood pumps; Devices for mechanical circulatory actuation; Balloon pumps for circulatory assistance
- A61M60/20—Type thereof
- A61M60/205—Non-positive displacement blood pumps
- A61M60/216—Non-positive displacement blood pumps including a rotating member acting on the blood, e.g. impeller
- A61M60/237—Non-positive displacement blood pumps including a rotating member acting on the blood, e.g. impeller the blood flow through the rotating member having mainly axial components, e.g. axial flow pumps
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
- A61M60/00—Blood pumps; Devices for mechanical circulatory actuation; Balloon pumps for circulatory assistance
- A61M60/50—Details relating to control
- A61M60/508—Electronic control means, e.g. for feedback regulation
- A61M60/538—Regulation using real-time blood pump operational parameter data, e.g. motor current
- A61M60/546—Regulation using real-time blood pump operational parameter data, e.g. motor current of blood flow, e.g. by adapting rotor speed
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
- A61M2205/00—General characteristics of the apparatus
- A61M2205/33—Controlling, regulating or measuring
- A61M2205/3331—Pressure; Flow
- A61M2205/3334—Measuring or controlling the flow rate
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
- A61M2205/00—General characteristics of the apparatus
- A61M2205/33—Controlling, regulating or measuring
- A61M2205/3365—Rotational speed
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
- A61M60/00—Blood pumps; Devices for mechanical circulatory actuation; Balloon pumps for circulatory assistance
- A61M60/10—Location thereof with respect to the patient's body
- A61M60/122—Implantable pumps or pumping devices, i.e. the blood being pumped inside the patient's body
- A61M60/126—Implantable pumps or pumping devices, i.e. the blood being pumped inside the patient's body implantable via, into, inside, in line, branching on, or around a blood vessel
- A61M60/148—Implantable pumps or pumping devices, i.e. the blood being pumped inside the patient's body implantable via, into, inside, in line, branching on, or around a blood vessel in line with a blood vessel using resection or like techniques, e.g. permanent endovascular heart assist devices
Landscapes
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Heart & Thoracic Surgery (AREA)
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Cardiology (AREA)
- Biomedical Technology (AREA)
- Anesthesiology (AREA)
- Mechanical Engineering (AREA)
- Hematology (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- Animal Behavior & Ethology (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Public Health (AREA)
- Veterinary Medicine (AREA)
- External Artificial Organs (AREA)
- Control Of Motors That Do Not Use Commutators (AREA)
Abstract
Pomocný přístroj zahrnuje krevní pumpu (10) elektricky připojenou na pohonnou jednotku-motor (12) a na snímač (24) frekvence pro snímání rychlosti otáčení krevní pumpy (10). Pohonná jednotka-motor (12) je elektricky napojena na zdroj (14) napájení. Proudový snímač (20) snímá průměrný proudový impulz pohonné jednotky-motoru (12). Snímač (22) napětí je elektricky připojen ke zdroji (14) pro snímání jeho napětí. Mikroprocesor (18) je elektricky připojen ke krevní pumpě (10) pro příjem údajů ze snímače (24) frekvence, proudového snímače (20) a snímače (22) napětí. Při řízení průtoku krve krevní pumpou (10) se snímá průběh proudového impulzu pohonné jednotky-motoru (12) krevní pumpy (10), snímá se impulz vstupního napětí do pohonné jednotky-motoru (12), snímá se impulz rotační frekvence pohonné jednotky-motoru (12). Pasivně se určuje v mikroprocesoru (18) alespoň jeden z údajů a to příkon pohonné jednotky-motoru (12) pro určení průtoku krevní pumpou (10), tepovou frekvenci, rychlost průtoku a rozdíl tlaku, přičemž určení se provádí bez ovlivňování výkonnosti krevní pumpy (10), nebo pacientovy fyziologie. Vypočítává se určený průtok a poté se automaticky přizpůsobuje činnost krevní pumpy (10) požadovanému průtoku.
Description
Pomocný přístroj pro pacienty s onemocněním srdce a způsob řízení průtoku krve krevní pumpou
Oblast techniky
Vynález je z oblasti přístrojové techniky pro medicínské účely. Nachází uplatnění zejména v technologiích pro pomoc pacientům s onemocněním srdce, jako jsou např. rotodynamické krevní pumpy, známé také jako zařízení pro asistenci levé komory (LVAD). Ty pomáhají pacientům se selháním srdce a budou popisovány zejména s odkazem na centrifugální krevní pumpu. Je třeba si uvědomit, že tento vynález je rovněž vhodný pro další typy pump, jako jsou pumpy s axiálním průtokem, a neomezuje se tedy jen na výše uvedené aplikace.
Dosavadní stav techniky
Elektricky poháněné rotodynamické pumpy (s axiálním průtokem, smíšeným průtokem a centrifugální) mají perspektivní využití v technologiích pro pomoc pacientům s onemocněním srdce. Typický systém pro pomoc pacientům s onemocněním srdce se skládá z krevní pumpy, elektrického motoru (obvykle se jedná o bezkomutátorový stejnosměrný motor, který je součástí pumpy), pohonné elektroniky, řídicího mikroprocesoru a zdroje elektrické energie, např. ve formě dobíječích baterií. Tyto pumpy se používají v plně implantovatelných systémech pro pacienty s chronickým onemocněním srdce. V tomto případě je celý systém umístěn do těla tak, aby napájecí vodiče neprostupovaly kůží. Pro dočasnou pomoc pacientům a pro aplikace předcházející transplantacím se do těla pacienta umístí i pumpa. Některé prvky systému včetně pohonné elektroniky a zdroje energie však mohou zůstat mimo tělo pacienta.
Při poskytování pomoci chronickému pacientovi i pacientovi s časově omezeným onemocněním je nutno řídit výkon pumpy tak, aby vyhovoval fyziologickým potřebám pacienta při zachování bezpečného a spolehlivého fungování systému.
Hlavním cílem při řízení pomoci pacientům s onemocněním srdce je poskytnout krevní pumpy s vhodnou rychlostí průtoku pro pacienta. Tato veličina může záviset na různých fyziologických a psychologických faktorech. Dřívější systémy měly mimo pumpu tlakové snímače nebo EKG snímače k určování tepové frekvence a krevního tlaku pacienta, tyto systémy však navíc vyžadují hardware v těle pacienta a zvyšují tak riziko komplikací
Patent US 5 888 242, jehož držitelem je Antaki a kol., popisuje rotodynamickou pumpu pro ventrikulámí asistenci, která využívá měření proudu a otáček pumpy za minutu (RPM) k testování a stanovení maximálních otáček za minutu, které nezpůsobí ventrikulámí kolaps. Vynález popisovaný pro tohoto pacienta sleduje jehlový impulz, který poukazuje na ventrikulámí kolaps, a v reakci na něj sníží rychlost pumpy. Toto provádí opakovaně, než je dosaženo maximální průměrné rychlosti toku. Postup však klade na srdce zbytečné nároky, protože se při optimalizaci průtoku pumpy neustále spoléhá na situaci, kdy je srdce ohroženo.
Vynález poskytuje nový a zdokonalený postup a přístroj, jímž se řeší výše uvedené i jiné problémy.
Podstata vynálezu
1. Uvedené nedostatky stavu techniky jsou odstraněny podle vynálezu pomocným přístrojem pro pacienty s onemocněním srdce, jehož podstata spočívá v tom, že zahrnuje krevní pumpu s přilehle uloženou pohonnou jednotkou-motorem pro pohánění krevní pumpy, kde pohonná jednotka-motor je napojena na zdroj napájení pohonné jednotky-motoru a snímač frekvence je umístěn
- 1 CZ 305727 B6 přilehle krevní pumpě pro snímání rychlosti otáčení krevní pumpy a proudový snímač je umístěn přilehle pohonné jednotce-motoru pro snímání průměrného proudového impulzu pohonné jednotky-motoru, přičemž snímač napětí je umístěn přilehle zdroji pro snímání napětí zdroje a mikroprocesor krevní pumpy je umístěn přilehle krevní pumpě pro příjem údajů ze snímače frekvence, proudového snímače a snímače napětí, k pasivnímu určení nejméně jedné z hodnot a to příkonu pohonné jednotky pro stanovení rychlosti průtoku, tepové frekvence, rychlosti průtoku a rozdílu tlaku pro výpočet cílového průtoku založeném na alespoň jedné z hodnot a to příkonu pohonné jednotky pro stanovení rychlosti průtoku, tepové frekvence, rychlosti průtoku a rozdílu tlaku a pro automatické přizpůsobení krevní pumpy cílovému průtoku.
Dále je podstatou to, že mikroprocesor je uzpůsoben pro odhadování příkonu pohonné jednotkymotoru, rychlosti průtoku, tepové frekvence pacienta, tlaku a požadované rychlosti průtoku, jakož i to, že přístroj dále obsahuje vinutí komutačního obvodu pro přenos požadovaného průtoku do pohonné jednotky-motoru, nebo že pohonná jednotka zahrnuje bezkomutátorový motor na stejnosměrný proud a také, že zdroj napájení zahrnuje alespoň jednu dobíječi baterii.
Podstatu přístroje lze spatřovat i v tom, že snímač frekvence zahrnuje jedno z následujících čidel: čidlo EMF, čidlo s Hallovým efektem nebo optické čidlo, jakož i v tom, že požadovaný průtok krevní pumpou je stanoven a řízen mikroprocesorem krevní pumpy na základě zjištěné tepové frekvence, nebo že požadovaný průtok krevní pumpou je v předem stanoveném rozsahu a také, že předem stanovený rozsah zahrnuje rychlosti průtoku odpovídající přednastavené maximální a minimální tepové frekvenci.
Dále jsou nedostatky stavu techniky odstraněny způsobem řízení průtoku krve krevní pumpou, jehož podstatou je to, že se snímá průběh proudového impulzu pohonné jednotky-motoru krevní pumpy, snímá se impulz vstupného napětí do pohonné jednotky-motoru, snímá se impulz rotační frekvence pohonné jednotky-motoru, pasivně se určuje v mikroprocesoru krevní pumpy fyziologický stav pacienta z jednoho nebo více uvedených údajů, kde fyziologický stav pacienta zahrnuj jeden nebo více údajů o příkonu pohonné jednotky-motoru pro určení průtoku krevní pumpou, rychlost průtoku a rozdíl tlaku, přičemž uvedené určení se provádí bez ovlivňování výkonnosti krevní pumpy, nebo pacientovy fyziologie a vypočítává se určený průtok na základě fyziologie pacienta a automaticky se přizpůsobuje činnost krevní pumpy požadovanému průtoku, jakož i to, že se analyzuje výkon krevní pumpy k ověření, že pracuje za předem stanovených podmínek. Dále je podstatou uvedeného způsobu to, že příkon pohonné jednotky-motoru se vypočítá podle rovnice
Selec ~ V I představující průměrný elektrický výkon pohonné jednotky-motoru v časovém intervalu T, kde v je naměřené napětí a I je průměrný proud v intervalu T.
Podstatou způsobu je také to, že tepová frekvence se určuje, výpočet tepové frekvence se analyzuje z jedné nebo více následujících základních frekvenci a to proudového impulzu, příkonu, frekvence otáček, rozdílu tlaku a impulzu průtoku, jakož i to, že se vypočítává rozdíl tlaků krevní pumpy podle vzorce
Pnonn — TTQnonn) kde normalizovaný tlak krevní pumpy Ρηοπη = Ρ/(σ*ω2), normalizovaná rychlost průtoku QnOrm = Q/ω a roje rotační rychlost krevní pumpy a oje hustota krve, nebo že se vypočítává požadovaný průtok krevní pumpy podle vzorců
Qtarge. = C1*HR+C2
Qtarget = f(M) kde Qtarget je požadovaná rychlost průtoku, Ci a C2jsou konstanty určované podle stavu a velikosti srdce pacienta, M = HR/P, kde P je tlak a HR je tepová frekvence.
-2CZ 305727 B6
Dále je také podstatou způsobu to, že se sleduje tepová frekvence a z tohoto údaje se odvozuje rychlost průtoku při výpočtu požadovaného průtoku krevní pumpy a také, že přednastavené podmínky zahrnují alespoň minimální rychlost průtoku, maximální rychlost průtoku, minimální pulzní hodnotu, minimální rotační rychlost krevní pumpy a maximální rotační rychlost krevní pumpy, nebo že při poruše mikroprocesoru se postup vrací zpět k přednastavené standardní rotační rychlosti krevní pumpy.
Rovněž je podstatou i to, že při poruše mikroprocesoru se postup vrací zpět k přednastavenému standardnímu příkonu pohonné jednotky-motoru, jakož i to, že při poruše mikroprocesoru se postup vrací k přednastavenému standardnímu pracovnímu cyklu modulace šířkou impulzů-PWM, nebo že předem stanovené podmínky zahrnují absolutní minimální rychlost průtoku a relativní minimální rychlost průtoku, a také, že se dále vypočítává minimální rychlost průtoku
Qrel min — A*(tt) — COo)n kde A, n a ω0 jsou konstanty a roje rotační rychlost krevní pumpy.
Pak je podstatou způsobu to, že se dále při postupu vrací k přednastavené standardní hodnotě poklesu výkonu při detekci ventrikulámího sání, nebo že se vypočítává průtok krevní pumpy podle vzorce
Q = φ(8/ω2) kde S = V*I, Sje průměrný elektrický výkon, V napětí sběrnice hnacího motoru, 1 průměrný motorový proud v určitém časovém intervalu, Q je průtok krevní pumpy a ω je rotační rychlost krevní pumpy.
Jeden aspekt vynálezu ukazuje pomocné zařízení využitelné pro řízení činnosti krevní pumpy při podpoře selhávání srdeční činnosti. Krevní pumpa je poháněna pohonnou jednotkou napájenou ze zdroje. Vlnění každého ze tří měřitelných parametrů, tj. proudu, napětí a rotační frekvence (nebo rychlosti pumpy) je snímáno a vysíláno do mikroprocesoru. Komutační obvod vinutí motoru řízený řadičem napájí v reakci na zachycený tvar vlny pohonnou jednotku.
Další aspekt vynálezu poskytuje postup pro řízení proudění krve krevní pumpou. Snímána je proudová vlna, napěťová vlna a vlna rotační frekvence. Získané informace jsou předávány do mikroprocesoru krevní pumpy, který v případě potřeby změní provoz pumpy.
Jednou z výhod tohoto vynálezu je to, zeje nezávislý na změnách přívodního napětí.
Další výhoda spočívá v tom, že využívá bezsnímačového přístupu, tj. nepracuje se snímači proudění ani tlaku.
Další výhodou je jednoduchý řídicí obvod.
Další výhodou je to, že bere v úvahu změny viskozity krve.
Další výhoda spočívá ve zvýšené flexibilitě a přesnosti řízení při zdokonalení spolehlivosti a efektivity systému.
Další výhody vynálezu budou odborníkům známy po přečtení a porozumění preferovaným provedením.
-3CZ 305727 B6
Objasnění výkresů
Příkladné provedení pomocného přístroje pro pacienty s onemocněním srdce a způsobu řízení průtoku krve krevní pumpou je znázorněno na přiložených výkresech, kde představuje obr. 1 grafické znázornění závislosti požadovaného průtoku (Q) pumpy na tepové frekvenci (HR), obr. 2 grafické znázornění závislosti požadovaného průtoku pumpy (L/min) na poměru (M) tepové frekvence (HR) a středního systemického tlaku (P), obr. 3 grafické znázornění normalizované křivky závislosti tlaku na průtoku pumpou, obr. 4 grafické znázornění normalizovaného výkonu na průtoku, obr. 5 znázornění modulace šířkou impulzů používané křížení výkonu motorické excitace, obr. 6 schéma pohonné jednotky zařízení pro asistenci levé komoře podle vynálezu, obr. 7 grafické znázornění závislosti viskozity krve na hematokritu a obr. 8 vývojový diagram bezpečnostní kontroly, má-li prioritu splnění urgentních podmínek.
Příklady uskutečnění vynálezu
Existuje několik možných postupů, jak nastavit požadovaný výkon krevní pumpy 10 tak, aby vyhovoval individuálním potřebám klienta s poruchou srdeční činnosti. Jednoduchý způsob spočívá v tom, že se využije několika úrovní nastavených rychlostí/průtoku krevní pumpou 10 (např. nízká, střední, vysoká), které jsou nařízeny podle aktivity subjektu (např. podle toho, zda spí, sedí nebo chodí). Další, pružnější postup, využívá technologie kardiostimulace, kdy je výkon krevní pumpy 10 řízen samostatným zařízením typu kardiostimulátoru. Vynález však využívá postupů, které pracují se systemickým tlakem subjektu, případně s tepovou frekvencí, k vymezení požadovaného toku krevní pumpy 10 bez tlakových snímačů a snímačů EKG tzv. bezsnímačový postup.
Výsledky studií ukazují, že pro různé věkové skupiny a různé aktivity existuje téměř lineární závislosti mezi tepovou frekvencí zdravého lidského srdce a výkonem srdce. Udržování vhodného průtoku krevní pumpy 10 (Qtarget) v závislosti na tepové frekvenci subjektu (HR) je proto vhodným cílem pro algoritmus řízení pomoci při onemocnění srdce.
Je důležité, aby reakce řízeného průtoku pumpy na změny HR subjektu byla omezena maximální (Qmax) a minimální (Qmin) hodnotu průtoku krevní pumpy 10 v souvislosti s horní (HRmax) a dolní (HRmin) hranicí tepové frekvence. Jinými slovy: je-li HR > Hrmax, pak Qtarget = Qmax a je-li HR < HRmin, pak Qtarget = Qmin. Hodnoty Qmax, Qmin, HRmax a HRmjn jsou založeny na reziduální ventrikulámí funkci subjektu, velikosti těla a úrovni aktivity. V preferovaném provedení - viz obr. 1, je požadavek na průtok krevní pumpy 10 přímo úměrný tepové frekvenci:
Qtarget = C] * HR + C2, L/min (1) kde se konstanty Ci a C2 získají užitím následujících výrazů:
Cl = (Qmax - QminX (HRmax “ HRm,n) c2 = Qmax - Ci*HRmax
Lineární závislosti mezi tepovou frekvencí pacienta a rychlostí průtoku pomocné pumpy 10 není jediným možným vztahem. Určitý význam má i argument, že charakteristika průtoku krevní pumpy 10 může být nelineární funkce. Obecně lze použít jakoukoli rovnici, která definuje požadovaný průtok krevní pumpou 10 jako funkci tepové frekvence.
Jiný postup využívá tepové frekvence a odhadovaného středního systemického tlaku P k řízení průtoku krevní pumpy 10 - viz obr. 2. Používá se poměr M = HR/P jako nezávislá proměnná, která definuje vhodný průtok krevní pumpy H):
Qtarget = f(M) (2)
-4CZ 305727 B6 kde f je ve stanoveném intervalu [Mmin, Mmax] monotónní funkce. Je také důležité, aby požadovaná reakce průtoku krevní pumpy 10 na změny poměru M byla omezena maximální a minimální hodnotou M, které jsou definovány následovně:
Mmax = HRmax/Pmin
Mmin = HRmin/Pmax
Hodnoty Pmax a Pmin určují horní a dolní hranici tlaku. Řečeno jinými slovy, je-li M>Mmax, pak Qtarget = Qmax a je-li M<Mmin, pak Qlarget = Qmin. Nastavením Mmax a Mmin je proto definován maximální a minimální průtok krevní pumpy £0. Hodnoty Qmax, Qmin, HRmax, HRmin i Pmax, Pmin jsou definovány reziduální ventrikulámí funkcí subjektu, velikostí těla a úrovní aktivity. To je třeba chápat tak, že pro vymezení požadovaného průtoku krevní pumpy 10 lze využít jakoukoli funkci, která je ve stanoveném intervalu [Mmin, Mmax] monotónní.
Vztah mezi průtokem krevní pumpy 10 a příkonem pohonné jednotky-motoru 12 ve vymezeném provozním rozsahu krevní pumpy 10 lze získat z charakteristiky výkonu a průtoku v ustáleném stavu pro krevní pumpu 10 konkrétního typu. Při zanedbání setrvačnosti tekutiny lze tento vztah použít k získání okamžitého průtoku krevní pumpy 10 z výkonové křivky pohonné jednotkymotoru 12. Detekce výkonu pohonné jednotky-motoru 12 je bezpečnou a spolehlivou kontrolní zpětnou vazbou pro pohonné jednotky-motory £2, protože umožňuje stanovení okamžitého průtoku krevní pumpy 10 bez přímého měření toku nebo poklesu tlaku v krevní pumpě £0. Detekovanou okamžitou vlnu průtoku lze použít k nalezení středního průtoku krevní pumpou £0. Porovnání cílové střední hodnoty průtoku odvozené ze zadání fyziologické HR nebo HR/P a vypočítaného středního průtoku krevní pumpy 10 vyvolá chybový signál používaný ke změně výkonu krevní pumpy 10 pro dosažení středního (cílového) průtoku krevní pumpy £0.
Když je v provozu rotodynamické krevní pumpa 10, jako je např. LVAD s ventrikulámí kanylou, odpovídá pulzní hodnota výkonu pohonné jednotky-motoru 12, proudu, rychlosti a toku krevní pumpy 10 pulzní hodnotě působení ventrikulámího tlaku na přívodní kanylu krevní pumpy £0. Tak lze nalézt tepovou frekvenci srdce na základě analýzy frekvenčních složek vln proudu, rychlosti, výkonu nebo průtoku charakteristických pro pohonnou jednotku-motor £2. Základní frekvence všech těchto vln je vymezena tepovou frekvencí. To umožňuje detekci tepové frekvence bez nutnosti přímého snímání EKG.
Vlna rychlosti a vypočítaná vlna průtoku krevní pumpy 10 se pak používá k výpočtu vlny poklesu tlaku, z níž se odvozuje maximální pokles tlaku v krevní pumpě £0. Maximální pokles tlaku v krevní pumpě 10 se používá k odhadu středního systemického tlaku P. Používá se křivka normalizovaného tlaku krevní pumpy £0, která je nezávislá na provozní rychlosti krevní pumpy £0:
kde normalizovaný tlak krevní pumpy 10 Ρηοπη = Ρ/(σ*ω2), normalizovaná rychlost proudění Qnorm = Q/ω, σ je hustota krve a ω je rotační rychlost krevní pumpy £0. Toto normalizovaná závislost tlaku na průtoku - viz obr. 3, umožňuje přesný výpočet poklesu tlaku krevní pumpy £0, známe-li průtok krevní pumpy 10 a rychlost. Tuto funkci lze získat z předchozích údajů z testování krevní pumpy £0.
Vztah mezi výkonem pohonné jednotky-motoru 12 a rychlosti průtoku krevní pumpy 10 lze vyjádřit následovně:
Q = φ (Seiec/ω2), kde Seiec je průměrný elektrický výkon pohonné jednotky-motoru 12 v časovém intervalu T, ω je rotační rychlost krevní pumpy 10 a φ je monotónní funkce v provozním rozsahu krevní pumpy
-5CZ 305727 B6
10. Pro daný systém pohonné jednotky-motoru 12 a krevní pumpy 10 lze φ získat z testovacích údajů krevní pumpy 10 např. z křivky.
Vztah mezi průtokem a průměrným výkonem lze nalézt experimentálně pro různé rotodynamické krevní pumpy 10 poháněné bezkomutátorovými stejnosměrnými motory s některým typem proudových fázových vln. Pro správně zkonstruovaný systém motoru a pumpy se tato závislost blíží lineární funkci, jak ukazuje obr. 4. Z testovacích údajů krevní pumpy 10 lze však rovněž odvodit nelineární závislost výkonu na průtoku. To je největší výhodou v porovnání s předchozím užitím proudu a rychlosti pohonné jednotky-motoru 12 k získání průtoku krevní pumpy 10. Postup výpočtu průtoku popisovaný v patentu US 588242 předpokládá, že bezkomutátorový stejnosměrný motor má sinusoidní průběh protielektromotorické síly (EMF) i fázových proudových vln. Když se navíc k řízení budicí síly motoru používá modulace šířkou impulzů (PWM), může být fázový proud motoru nepravidelný a mít tendenci k tvoření jehlových impulzů - víz obr. 5.
Průměrný elektrický výkon, který spotřebovává bezkomutátorový stejnosměrný motor, se vypočítá podle vzorce
Se)ec = v*I, kde v je napětí sběrnice pohonu motoru a I je průměrný (stejnosměrný) proud motorem v určitém časovém intervalu T.
Časový interval T by měl být natolik malý, aby správně vyjadřoval pulzní hodnotu průtoku krevní pumpy 10, výkonu a rychlosti v souvislosti s reziduální funkcí srdce. Na druhé straně by T mělo být dostatečně velké na to, aby bylo možno ignorovat jehlové impulzy v souvislosti s komutací pohonné jednotky-motoru 12. Tím jsou určeny požadavky na filtraci dolní propustí a zajištění vzorkovací rychlosti analogodigitálního konvertoru (ADC), která je vyšší než 2/T vzorků za sekundu. Tento systém je reálným obrazem kolísání výkonu krevní pumpy 10 v průběhu srdečního cyklu, nebereme-li v úvahu výkyvy zdroje související s komutací pohonné jednotky-motoru 12 a excitaci řízení napětí pomocí PWM. V preferovaném provedení je časový interval
I2O/(NP * ωιηιη) < T < 30/HRmax kde Np je počet magnetických pólů krevní pumpy 10, úJmin je minimální provozní rotační frekvence krevní pumpy 10 (RPM), HRmax je maximální uvažovaná tepová frekvence pacienta (BPM).
Užije-li se pro výpočet průtoku krevní pumpy 10 výkon pohonné jednotky-motoru 12 místo proudu, což bylo popsáno v patentu US 5888242, nebude výpočet záviset na kolísání napětí systému. Kolísání napětí, k němuž dochází, když je systém LVAD provozován s přenosnými nebo implantovatelnými bateriemi, může podstatně ovlivňovat proud potřebný k udržení stálého výkonu krevní pumpy 10. Preferovaná provedení se tedy vyznačují vynikající přesností výpočtu průtoku v porovnání s postupy, v nichž se používá k výpočtu průtoku krevní pumpy 10 proudu. Tento postup rovněž eliminuje potřebu regulace napětí pohonné jednotky-motoru 12, která je nezbytná, když se rychlost průtoku krevní pumpy 10 počítá užitím proudu pohonné jednotkymotoru 12.
Obr. 6 se vztahuje ke krevní pumpě 10 poháněné bezkomutátorovým stejnosměrným pohonnou jednotkou-motorem 12. V preferovaném provedení je krevní pumpa 10 implantovaná centrifugální krevní pumpa 10. Lze také použít krevní pumpy 10 se smíšeným nebo axiálním průtokem. Zdroj 14 napájí pohonnou jednotku-motor 12 přes obvod 16 komutátorového vinutí pohonné jednotky-motoru 12. Obvod 16, který funguje jako regulátor výkonu, je řízen mikrořadičem nebo mikroprocesorem 18.
Mikroprocesor 18 přijímá informace ze tří snímačů. Proudový snímač 20 dodává do mikroprocesoru 18 proudovou vlnu. Proudová vlna je proud přiváděný do pohonné jednotky-motoru 12
- 6 CZ 305727 B6 obvodem 16 za časové období. Snímač 22 napětí dodává mikroprocesoru 18 napěťovou vlnu, která představuje napětí dodávané do pohonné jednotky-motoru 12 za časové období. Snímač 24 frekvence dodává mikroprocesoru 18 frekvenční vlnu, která sleduje rychlost pohonné jednotkymotoru 12 za časové období. Snímačem 24 frekvence je přednostně protielektromotorická síla (EMF) nebo snímač polohy rotoru, např. snímač Hallova jevu který počítá otáčky za minutu (RPM), a tím umožňuje načasování pro komutaci motorového vinutí. Jinak lze ke sledování rychlosti pohonné jednotky-motoru 12 použít optický snímač.
V určitém časovém intervalu (např. každých deset sekund) přijímá mikroprocesor 18 kontinuálně signál z proudového snímače 20 představující střední proudovou vlnu stejnosměrného motoru, signál ze snímače 24 frekvence představující vlnu rotační rychlosti krevní pumpy 10 a signál z napájecího zdroje 14 představující napětí napájecího zdroje 14.
Na základě těchto tří vstupů vypočítá mikroprocesor 18
- příkon Seiec pohonné jednotky-motoru 12 užitím rovnice (5);
- okamžitý průtok Q krevní pumpy 10 z rovnice (4);
- průměrný průtok krevní pumpy 10 za časový interval;
-tepovou frekvenci pacienta HR na základě výpočtu počtu impulzů ve vlně výkonu, proudu, průtoku nebo rychlosti, které souvisí s reziduální ventrikulámí funkcí, nebo nalezením základní frekvence vlny
- rozdíl (diferenciál) tlaku P krevní pumpy 10 užitím rovnice (3) pro vztah mezi tlakem krevní pumpy 10 a průtokem a
- požadovaný průtok Qtarget krevní pumpy 10 pro dané fyziologické podmínky podle rovnice (1) a (2).
Mikroprocesor 18 rovněž analyzuje výkon krevní pumpy 10 a užitím vln příkonu, rychlosti, průtoku a tlaku kontroluje předem stanovené podmínky bezpečného stavu pacienta. Nakonec mikroprocesor 18 provede změnu příkonu pohonné jednotky-motoru 12 podle potřeby, aby byly nejprve opraveny veškeré zjištěné provozní podmínky. Jsou-li všechny podmínky splněny, je třeba dosáhnout požadovaného průtoku Qtarget.
V případě poruchy softwaru nebo hardwaru související s mikroprocesorem 18, zajišťuje vinutí komutačního obvodu 16 nepřetržitý provoz krevní pumpy 10 na předem stanovené hodnotě výkonu krevní pumpy 10. Tento systém tak nabízí vyšší spolehlivost.
V preferovaném provedení je příkon pohonné jednotky-motoru 12 krevní pumpy 10 jediným přímo řízeným parametrem. Měněním výkonu krevní pumpy 10 na základě výkonu pohonné jednotky-motoru 12 se cílový průtok krve krevní pumpou 10 udržuje na odvozené fyziologické HR nebo poměru HR/P. Než se provede jakákoli změna směřující k dosažení cílového průtoku krevní pumpy 10, je třeba splnit čtyři funkční podmínky. Nejsou-li tyto podmínky splněny, bude provedena změna výkonu pohonné jednotky-motoru 12 k nápravě dané podmínky, která bude mít přednost nad změnami výkonu pohonné jednotky-motoru 12 sloužícími k dosažení požadovaných průtoků.
První podmínkou je prevence ventrikulámího podtlakového sání. Jakmile je taková situace zjištěna nebo dříve, než k ní dojde (ve stavu předcházejícím sání), je nutno okamžitě snížit výkon krevní pumpy 10.
Druhá podmínka se týká zpětného průtoku krevní pumpou 10. Aby bylo možno docílit správného průtoku krevní pumpy 10, je třeba zamezit okamžitému zpětnému průtoku. Jestliže okamžitý zpětný tok v každém časovém okamžiku překročí určitou mezní hodnotu, řadič zesílí pumpování vyšším napájením pohonné jednotky-motoru 12, protože předkládá splnění první prioritní podmínky.
-7CZ 305727 B6
Třetí podmínkou je reakce mikroprocesoru 18 na tachykardii nebo bradykardii nebo na chyby ve výpočtu HR. Překročí-li vypočítaná HR předem nastavenou maximální nebo minimální hodnotu, řadič omezí pumpování nižším napájením pohonné jednotky-motoru 12 krevní pumpy 10. Maximální a minimální bezpečná HR v preferovaném provedení je 180, respektive 40 BPM (tepů za minutu), lze ji však přizpůsobit potřebám příslušného pacienta.
Čtvrtou podmínkou je zajistit, aby provozní rychlost krevní pumpy 10 byla udržována v předdefinovaném rozsahu pro její optimální výkon. Hraniční hodnoty závisejí na stavu pacienta a na technických vlastnostech krevní pumpy 10. V tomto provedení byla minimální a maximální povolená hranice rychlosti nastavena na 2200 RPM a 3200 RPM, lze ji však přizpůsobit požadavkům příslušného pacienta. Nebude provedena žádná taková změna výkonu pohonné jednotkymotoru 12 vycházející z cílových požadavků na průtok, která by způsobila, aby rychlost krevní pumpy 10 překročila tyto hranice.
Prevence ventrikulámího sání se provádí na základě detekce stavu předcházejícího sání. V preferovaném provedení vychází detekce stavu předcházejícího sání z předpokladu, že nízká pulzní hodnota průtoku krevní pumpy 10 odpovídá zcela nezatížené komoře, nízkému nitrokomorovému tlaku a systemickému tlaku v ustáleném (nepulzujícím) stavu. Jakékoli významné zvýšení průtoku krevní pumpy 10 po depulzaci oběhu by mohlo vést k úplnému nebo pravděpodobněji částečnému zhroucení ventrikulámí stěny do přívodního otvoru kanyly krevní pumpy J_0.
Pulzní hodnotu průtoku lze definovat následovně:
DQ = (Qpeak(+) - Qmean)/Qmean (6) kde Qmean je střední rychlost průtoku pro všechny srdeční cykly zaznamenaná v průběhu daného řídicího cyklu a Qpeak(+j je průměrná hodnota maximální okamžitého průtoku krevní pumpou 10 v každém srdečním cyklu za daný řídicí cyklus. Tento vrcholový průtok odpovídá ventrikulámí systole, když je tlak v krevní pumpě 10 minimální. Hodnoty DQ pod předem stanovenou mezí, které se používají k detekci stavu předcházejícího sání, vyžadují okamžité snížení výkonu krevní pumpy 10.
Samozřejmě existují další způsoby, jak stanovit pulzní hodnotu vlny užitím extrémních a středních hodnot i časových parametrů. K detekci stavu předcházejícího sání lze použít např. následujících výrazů pro pulzní hodnotu průtoku krevní pumpy JO:
DQ] = (Qpeak(+) “ Qpeak(-)) / Qmean DQ2 — (Qpeak(+) — Qpeak(-)) / Qmean(+) DQ3 = (Q mean Qpeak(-)) / Qmean atd.
kde Qpeak(-) je průměr vrcholových minimálních okamžitých rychlostí průtoku v průběhu každého srdečního cyklu zaznamenaných v daném řídicím cyklu. Tento vrcholový minimální průtok je při ventrikulámí diastole, kdy je tlak krevní pumpy 10 maximální.
Dojde-li k sání rychle ještě před vhodnou regulací podle dolní hranice pulzní hodnoty (DQ), průtok krevní pumpy 10 významně poklesne v důsledku uzavření přívodní kanyly. Jestliže průtok krevní pumpy 10 poklesne pod předem stanovený absolutní minimální průtok Qabsmin, je detekováno úplné nebo převážné uzavření kanyly, které vyžaduje okamžité snížení výkonu krevní pumpy 1θ· Hodnota Qabsmin se přizpůsobuje fyziologii konkrétního pacienta.
V případě částečného uzavření přívodní kanyly může pulzní hodnota průtoku zůstat vysoká, a tím zamaskovat zachycení hraniční hodnoty DQ. Když však průtok krevní pumpy 10 poklesne pod předem stanovenou hodnotu relativního minimálního průtoku Qreimin očekávaného pro její provozní rychlost, je detekováno částečné uzavření přívodní kanyly a opět je nutno okamžitě snížit
-8CZ 305727 B6 výkon krevní pumpy JO. Relativní minimální průtok Qreimin očekávaný pro provozní rychlost krevní pumpy 10 je definován následovně:
Qrealmin ” A * (íO — (Oq) (7)
V preferovaném provedení A = 1,5, ω0 = 1,2 KRPM, n = 2, ale hodnoty mohou být i jiné. Je-li při některé dané rychlosti v povoleném rozsahu řadiče průtok Q < Qreaimin krevní pumpy 10, mikroprocesor (18) sníží výkon pohonné jednotky-motoru 12, dokud nedojde k obnovení vztahu Q > Qrealmin·
Dalším identifikátorem stavu sání nebo stavu předcházejícího sání je absolutní hodnota pulzní hodnoty průtoku definovaná následovně:
absDQ = (Qpeak(+) - Qpeak(-)) kde Qpeak(+) a Qpeak(-) jsou průměrem maximální vrcholové a minimální vrcholové okamžité rychlosti průtoku v každém srdečním cyklu zaznamenané v daném řídicím cyklu. K detekci uvedených podmínek, kdy je nutno okamžitě snížit výkon pumpování, lze použít veškerých absDQ hodnot pod předem stanovenou hranicí.
Preferované provedení vyžaduje tri vstupní proměnné: vlnu motorového proudu, vlnu rychlosti pohonné jednotky-motoru 12 a napětí zdroje 14 (pohonné jednotky), z nichž se stanovuje výkon pohonné jednotky-motoru 12, průtok krevní pumpy 12, rychlost ventrikulámí kontrakce a systemický tlak. Tím se odstraňují technické problémy i problémy týkající se spolehlivosti s přímým průtokem, tlakem a snímáním tepové frekvence. Výstup rychlosti pohonné jednotky-motoru 12 je u většiny bezkomutátorových stejnosměrných (BLDC) motorů dostupný a v pohonu se rovněž provádí snímání proudu motoru a přívodního napětí. Tím se získají všechny snímané hodnoty pro řadič a pohonnou jednotku motoru a podstatně se zjednoduší konfigurace systému. Je třeba vědět, že preferované provedení je nezávislé na režimu řízení motoru: rychlost a proud motoru i napětí pohonné jednotky se během srdečního cyklu mohu měnit nebo zůstávat na stálé hodnotě.
V preferovaném provedení se využívají proudového impulzu, napětí a rychlosti k nalezení tepové frekvence, výkonu motoru, středního průtoku pumpy a systemického tlaku. Proto musí být interval vlny dostatečně dlouhý na to, aby bylo možno stanovit tepovou frekvenci a průměrný průtok pumpy. Předpokládáme-li, že normální tepová frekvence pravděpodobně nepoklesne pod 6 BPM, je vhodným intervalem pro záznam vlny rychlosti, proud a napětí interval 6 až 12 sekund. Je také vhodné splnit podmínky požadované fyziologické dynamické reakce subjektu na měnící se tepovou frekvenci a podmínky před zátěží a po zátěži.
Protože je třeba užitím nasnímaných impulzů napětí, proudu a rychlosti vypočítat okamžitý maximální a minimální vrcholový průtok krevní pumpou 10, může nečekaný problém způsobit šum u signálu, mající za následek chybné fungování systému. V preferovaném provedení se provádí filtrování vlnění dolní propustí 26 pro každou ze tří typů impulzů před jejich digitalizací analogodigitálními konvertory 28 pro analýzu mikroprocesorem 18.
Z rovnice (4) lze získat křivky závislosti výkonu a průtoku v ustáleném stavu pro výpočet střední, vrcholové a minimální hodnoty průtoku pumpy. Přesnost výpočtu průtoku krevní pumpy 10 užitím rovnice (4) je ovlivněna změnami viskozity krve. Viskozita krve závisí na hladině hematokritu - viz obr. 7. Když viskozita krve stoupá, je k pumpování stejnou rychlostí krve potřeba zvýšit výkon pohonné jednotky-motoru 12. Proto lze pro přesný výpočet průtoku krevní pumpy 10 připojit do výrazu (4) korekční faktor Ch:
Q = φ (8/ω2) + Ch
-9CZ 305727 B6
Preferuje se korekční faktor např. 0,11/min na každé procento změny hematokritu vzhledem k základní úrovni.
Protože je znám okamžitý průtok pumpy, počítá se užitím normalizované křivky tlaku a průtoku rozdíl mezi vstupním a výstupním tlakem vlny (3). Odhadovaný střední systemický arteriální tlak se odvozuje jako maximální rozdíl mezi vstupním a výstupním tlakem pumpy P a je definován takto:
P = max {Ρηοπη * ωη} (8)
Tento odhad systemického arteriálního tlaku se užívá k výpočtu (M = HR/P), a pak se užitím rovnice (2) vypočítá požadovaný průtok Qtarget krevní pumpou 10.
Jak je rozvedeno výše, tepovou frekvenci pacienta je možno získat provedením harmonické analýzy, rychlé Fourierovy transformace nebo obdobné analýzy proudového impulzu pohonné jednotky-motoru 12. Základní frekvence impulzu odpovídá tepové frekvenci. Požadovaný průtok Qtarget krevní pumpy 10 se vypočítá užitím rovnice (1) nebo (2).
Když se vypočítá střední průtok pumpy (Qmean), najde se pulzní hodnota průtoku (DQ) podle rovnice (6). Také lze vypočítat chybu mezi skutečným průtokem pumpy a požadovaným průtokem Qtarget jako.
AQ (Qtarget — Qmean)/Qmean
Protože všechny potřebné parametry Qmean, QPeak, Qmm, AbsDQ, DQ, AQ a Qtarget je možno vypočítat, bude provedena logická analýza a pro každý interval získávání dat, který v preferovaném provedení činí šest až dvanáct sekund, je vydán signál řízení výkonu. Na obrázku 8 začíná logická analýza výpočtem 30 výkonu, tepové frekvence, průtoku, tlaku, pulzní hodnoty, minimálního a maximálního vrcholového průtoku a cílového průtoku ze získaných frekvenčních impulzů (ω), proudu (I) a napětí 32. Vypočítané údaje jsou pak analyzovány, aby se zjistilo, není-li překročena některá ze skupiny čtyř prioritních podmínek. Za prvé se sleduje rychlost motoru, aby se zajistilo, že bude v odvozených parametrech 34, 36. Je-li větší než nastavené maximum comax, pak se výkon v kroku 38 sníží a může být spuštěn alarm. Je-li frekvence nižší než minimum (omin, výkon se v kroku 40 zvýší a opět se může spustit alarm.
Za druhé se zkontroluje pulzní hodnota DQ, aby se zajistilo, že není menší než přednastavená hranice DQmin, indikující v kroku 42 zahájení sání přívodní kanylou. Dojde-li k tomu, že výkon se sníží, jak ukazuje krok 44, a může být spuštěn alarm. Rychlost průtoku je dále pro danou rychlost porovnávána s absolutní a relativní minimální rychlostí průtoku 54, 56. Je-li Q < Qabsmin nebo Q < Qreimm, je detekováno sání, sníží se výkon a může být spuštěn alarm 58, 60.
Za třetí je vypočítaná HR porovnávána s maximální a minimální hranicí pro detekci arytmie nebo fibrilace 62. Je-li HR mimo přednastavené hranice, výkon se sníží, jak ukazuje krok 64, a může být spuštěn alarm.
Za čtvrté je vrcholová minimální rychlost průtoku porovnávána s přednastaveným maximem povoleným pro zpětný průtok 46 krevní pumpou 10. Platí-li Qpeak(-) < Qmin, výkon se zvýší, jak ukazuje vývojový diagram v kroku 48, a může být spuštěn alarm.
A jsou-li splněny všechny výše uvedené podmínky priority, pak lze měnit výkon pohonné jednotky-motoru 12 k dosažení cílového průtoku na základě relativního rozdílu mezi okamžitým průtokem krevní pumpy 10 a požadovaným průtokem AQ. Není-li splněna některá z výše uvedených podmínek, pak před dosažením cílového průtoku bude mít prioritu odpovídající změna výkonu krevní pumpy 10 směřující k opravě této podmínky.
-10CZ 305727 B6
Je třeba vědět, že v navrhovaném systému lze rovněž využívat dalších bezpečnostních a řídicích podmínek. Je-li např. úroveň výkonu pohonné jednotky-motoru 12 mimo předem stanovený rozsah, spustí se alarm a systém je přepnut do bezpečnostního režimu.
Fyziologický řídicí algoritmus tohoto vynálezu využívá „bezsnímačový“ přístup, tzn., nevyžaduje tlakové snímače, snímače průtoku ani EKG signálu. Vlny rychlosti pumpy, napětí motoru a proudu se používají pro odhad tepové frekvence, průtoku pumpy a tlaku pacienta. Řadič analyzuje tuto informaci a vytvoří řídicí signál pro průtok pumpy, který vyhovuje stavu pacienta. Tato pumpa je přednastavenou funkcí tlaku a (nebo) tepové frekvence subjektu a závisí také na rozsahu a stupni srdečního onemocnění. Při vytváření řídicího signálu platí několik omezujících bezpečnostních podmínek a korekčních faktorů.
V porovnání se známými konstrukcemi se podařilo dosáhnout několika výhod.
Za prvé je výhodné použít jako cíl řízení průtoku krevní pumpy 10 místo její rychlosti, protože takto vzniká akční a pružný řídicí systém, jímž lze automaticky přizpůsobit výkon krevní pumpy 10 měnícímu se stavu subjektu (např. při větší kontraktilitě levé komory v důsledku lepšího stavu srdce). Eliminuje se rovněž potřeba obvodu pro stabilizaci rychlosti (smyčky řízení rychlosti) v pohonu pohonné jednotky-motoru 12, protože rychlost se může během srdečního cyklu měnit.
Za druhé lze vytvořený algoritmus aplikovat na širokou škálu bezkomutátorových motorů poháněných proudem s vlněním libovolného tvaru a není třeba se omezovat na typ motoru s proudovou vlnou ve tvaru sinusoidy. To je výhodné, protože většina bezkomutátorových motorů není tohoto typu.
Za třetí tento řídicí algoritmus brání potenciálně nebezpečné situaci ventrikulámího kolapsu na základě detekce podmínek, které jí předcházejí, na rozdíl od pumpy, která přidává rychlost po částech, dokud není uvedená situace detekována jiným způsobem.
Za čtvrté, metoda řízení podle vynálezu rovněž zjednodušuje řídicí systém tím, že není nutný stabilizační obvod pro regulaci proudu a napětí.
Za páté je zde popisovaný řídicí postup nezávislý na kolísání napětí, které může být významné, je-li krevní pumpa 10 napájena bateriemi.
Za šesté je tento řídicí systém považován za přesnější a v důsledku toho i bezpečnější pro subjektu, protože rozeznává a bere v úvahu kolísání viskozity krve a není závislý na setrvačnosti proudění krve.
Vynález byl popsán s odkazem na preferovaná provedení. Jeho modifikace a obměny vyjdou najevo po přečtení a pochopení podrobného popisu. Vynález má být vykládán tak, že obsahuje veškeré tyto modifikace a obměny v rozsahu, v němž jsou zahrnuty v připojených patentových nárocích nebojím ekvivalentních vyjádřeních.
Claims (24)
1. Pomocný přístroj pro pacienty sonemocněním srdce, vyznačující se tím, že zahrnuje krevní pumpu (10) s elektrickým přípojem na pohonnou jednotku-motor (12) pro pohon krevní pumpy (10), kde pohonná jednotka-motor (12) je elektrickým přípojem napojena na zdroj (14) napájení pohonné jednotky-motoru (12) a snímač (24) frekvence je elektrickým vodičem připojen ke krevní pumpě (10) pro snímání rychlosti otáčení krevní pumpy (10) a proudový snímač (20) je elektricky připojen k pohonné jednotce-motoru (12) pro snímání průměrného proudového impulzu pohonné jednotky-motoru (12), přičemž snímač (22) napětí je elektricky připojen ke zdroji (14) pro snímání napětí zdroje (14) a mikroprocesor (18) krevní pumpy (10) je elektricky připojen ke krevní pumpě (10) pro příjem údajů ze snímače (24) frekvence, proudového snímače (20) a snímače (22) napětí, k pasivnímu určení nejméně jedné z hodnot a to příkonu pohonné jednotky-motoru (12) pro stanovení rychlosti průtoku, tepové frekvence, rychlosti průtoku a rozdílu tlaku pro výpočet cílového průtoku založeném na alespoň jedné z hodnot a to příkonu pohonné jednotky-motoru (12) pro stanovení rychlosti průtoku, tepové frekvence, rychlosti průtoku a rozdílu tlaku a pro automatické přizpůsobení krevní pumpy (10) cílovému průtoku.
2. Přístroj podle nároku 1, vyznačující se tím, že mikroprocesor (18) je uzpůsoben pro odhadování příkonu pohonné jednotky-motoru (12), rychlosti průtoku, tepové frekvence pacienta, tlaku a požadované rychlosti průtoku.
3. Přístroj podle nároku 1, vyznačující se tím, že dále obsahuje vinutí komutačního obvodu (16) s elektrickým spojením s pohonnou jednotkou-motorem (12) pro přenos cílového průtoku do pohonné jednotky-motoru (12).
4. Přístroj podle nároku 1, vyznačující se tím, že pohonná jednotka-motor (12) zahrnuje bezkomutátorový motor na stejnosměrný proud.
5. Přístroj podle nároku 1, vyznačující se tím, že zdroj (14) napájení zahrnuje alespoň jednu dobíječi baterii.
6. Přístroj podle nároku 1, vyznačující se tím, že snímač (24) frekvence zahrnuje jedno z následujících čidel: čidlo EMF, čidlo s Hallovým efektem nebo optické čidlo.
7. Přístroj podle nároku 6, vyznačující se tím, že požadovaný průtok krevní pumpou (10) je stanoven a řízen mikroprocesorem (18) krevní pumpy (10) na základě zjištěné tepové frekvence.
8. Přístroj podle nároku 7, vyznačující se tím, že předem stanovený rozsah průtoku krevní pumpou (10) je řízen mikroprocesorem (18) krevní pumpy (10) v předem stanoveném rozmezí.
9. Přístroj podle nároku 8, vyznačující se tím, že předem stanovené rozmezí zahrnuje rozsah průtoku, který odpovídá předem nastavenému maximu a minimu tepů za minutu.
10. Způsob řízení průtoku krve krevní pumpou (10) v přístroji podle předchozích nároků 1 až 9, vyznačující se tím, že se snímá průběh proudového impulzu pohonné jednotkymotoru (12) krevní pumpy (10), snímá se impulz vstupního napětí do pohonné jednotky-motoru (12), snímá se impulz rotační frekvence pohonné jednotky-motoru (12), pasivně se určuje v mikroprocesoru (18) krevní pumpy (10) alespoň jeden z údajů a to příkon pohonné jednotkymotoru (12) pro určení průtoku krevní pumpou (10), tepová frekvence, rychlost průtoku a rozdíl tlaku založené alespoň na jednom z údajů a to o snímaném průběhu proudového impulzu, impulzu vstupního napětí a impulzu rotační frekvence, přičemž uvedené určení se provádí bez ovlivňo
- 12CZ 305727 B6 vání výkonnosti krevní pumpy (10), nebo pacientovy fyziologie a vypočítává se určený průtok na základě alespoň jednoho z údajů a sice příkonu pohonné jednotky-motoru (12) pro určení průtoku krevní pumpou (10), tepové frekvence, průtoku krevní pumpou (10) a rozdílu tlaku a automaticky se přizpůsobuje činnost krevní pumpy (10) požadovanému průtoku.
11. Způsob podle nároku 10, vyznačující se tím, že se analyzuje výkon krevní pumpy (10) k ověření, že pracuje za předem stanovených podmínek.
12. Způsob podle nároku 10, vyznačující se tím, že příkon pohonnéjednotky-motoru (12) se vypočítá podle rovnice $elec ~ V I představující průměrný elektrický výkon pohonné jednotky-motoru (12) v časovém intervalu T, kde v je naměřené napětí a I je průměrný proud v intervalu T.
13. Způsob podle nároku 10, vyznačující se tím, že tepová frekvence se určuje, výpočet tepové frekvence se analyzuje z jedné nebo více následujících základních frekvenci a to proudového impulzu, příkonu, frekvence otáček, rozdílu tlaku a impulzu průtoku.
14. Způsob podle nároku 10, vyznačující se tím, že se vypočítává rozdíl tlaků krevní pumpy (10) podle vzorce
Pnorm — ^(Qnorm)^ kde normalizovaný tlak krevní pumpy (10) Pnorm = Ρ/(σ*ω2), normalizovaná lychlost průtoku Qnorm = Q/ω a ω je rotační rychlost krevní pumpy (10) a oje hustota krve.
15. Způsob podle nároku 10, vyznačující se tím, že se vypočítává požadovaný průtok krevní pumpy (10) podle vzorců
Qtarget = C ] HR+C2 Qtarget — f(M) kde Qtarget je požadovaná rychlost průtoku, C] a C2 jsou konstanty určované podle stavu a velikosti srdce pacienta, M = HR/P, kde P je tlak a HR je tepová frekvence.
16. Způsob podle nároku 10, vyznačující se tím, že se sleduje tepová frekvence a z tohoto údaje se odvozuje rychlost průtoku při výpočtu požadovaného průtoku krevní pumpy (10).
17. Způsob podle nároku 11, vyznačující se tím, že přednastavené podmínky zahrnují alespoň minimální rychlost průtoku, maximální rychlost průtoku, minimální pulzní hodnotu, minimální rotační rychlost krevní pumpy (10) a maximální rotační rychlost krevní pumpy (10).
18. Způsob podle nároku 10, vyznačující se tím, že při poruše mikroprocesoru (18) se postup vrací zpět k přednastavené standardní rotační rychlosti krevní pumpy (10).
19. Způsob podle nároku 10, vyznačující se tím, že při poruše mikroprocesoru (18) se postup vrací zpět k přednastavenému standardnímu příkonu pohonné jednotky-motoru (12).
20. Způsob podle nároku 10, vyznačující se tím, že při poruše mikroprocesoru (18) se postup vrací k přednastavenému standardnímu pracovnímu cyklu modulace šířkou impulzůPWM.
21. Způsob podle nároku 17, vyznačující se tím, že předem stanovené podmínky zahrnují absolutní minimální rychlost průtoku a relativní minimální rychlost průtoku.
- 13CZ 305727 B6
22. Způsob podle nároku 21, vyznačující se tím, že se dále vypočítává minimální rychlost průtoku
Qrel min — A*((0 — COo)n kde A, n a ω0 jsou konstanty a ω je rotační rychlost krevní pumpy (10).
23. Způsob podle nároku 21, vyznačující se tím, že se dále při postupu vrací kpřednastavené standardní hodnotě poklesu výkonu při detekci ventrikulámího sání.
24. Způsob podle nároku 10, vyznačující se tím, že se vypočítává průtok krevní pumpy (10) podle vzorce
Q = φ(8/ω2), kde S = V*I, S je průměrný elektrický výkon, V napětí sběrnice hnacího motoru (12), I průměrný motorový proud v určitém časovém intervalu, Q je průtok krevní pumpy (10) a ω je rotační rychlost krevní pumpy (10).
8 výkresů
Seznam vztahových značek:
10 - krevní pumpa
12 - pohonná jednotka-motor
14 - zdroj napájení
16 - obvod komutátorového vinutí
18 - mikroprocesor
20 - proudový snímač
22 - snímač napětí
24 - snímač frekvence
26 - dolní propust
30 - krok výpočtu výkonu
32 - frekvence proudu a napětí
34 ,36 - odvozené parametry
38 - krok snížení výkonu
40 - krok zvýšení výkonu
42 - krok zahájení sání
44 - krok snížení výkonu
46 - zpětný krok
48 - zvýšení výkonu
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US19222100P | 2000-03-27 | 2000-03-27 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| CZ20023242A3 CZ20023242A3 (cs) | 2003-01-15 |
| CZ305727B6 true CZ305727B6 (cs) | 2016-02-24 |
Family
ID=22708746
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| CZ2002-3242A CZ305727B6 (cs) | 2000-03-27 | 2001-03-19 | Pomocný přístroj pro pacienty s onemocněním srdce a způsob řízení průtoku krve krevní pumpou |
Country Status (10)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US7645225B2 (cs) |
| EP (1) | EP1267958B1 (cs) |
| JP (1) | JP5214836B2 (cs) |
| AT (1) | ATE283077T1 (cs) |
| AU (1) | AU2001247573A1 (cs) |
| CA (1) | CA2404636A1 (cs) |
| CZ (1) | CZ305727B6 (cs) |
| DE (1) | DE60107401T2 (cs) |
| MX (1) | MXPA02009410A (cs) |
| WO (1) | WO2001072352A2 (cs) |
Families Citing this family (152)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| AUPP995999A0 (en) * | 1999-04-23 | 1999-05-20 | University Of Technology, Sydney | Non-contact estimation and control system |
| DE10164898B4 (de) * | 2001-04-30 | 2010-09-23 | Berlin Heart Gmbh | Verfahren zur Regelung einer Unterstützungspumpe für Fluidfördersysteme mit pulsatilem Druck |
| WO2003105669A2 (en) * | 2002-06-14 | 2003-12-24 | Michael Vollkron | Method and system for detecting ventricular suction |
| CN101816811A (zh) * | 2002-01-07 | 2010-09-01 | 麦克罗美德技术公司 | 泵系统 |
| JP2005514094A (ja) * | 2002-01-08 | 2005-05-19 | マイクロメッド・テクノロジー・インコーポレイテッド | 心室破壊を検知するための方法およびシステム |
| JP4004296B2 (ja) * | 2002-01-28 | 2007-11-07 | テルモ株式会社 | 遠心式液体ポンプ装置 |
| US6991595B2 (en) * | 2002-04-19 | 2006-01-31 | Thoratec Corporation | Adaptive speed control for blood pump |
| US20050159639A1 (en) * | 2002-05-15 | 2005-07-21 | Mikhail Skliar | Physiologically based control system and method for using the same |
| AU2002951685A0 (en) | 2002-09-30 | 2002-10-17 | Ventrassist Pty Ltd | Physiological demand responsive control system |
| JP4041376B2 (ja) * | 2002-09-30 | 2008-01-30 | テルモ株式会社 | 血液ポンプ装置 |
| AU2003904032A0 (en) * | 2003-08-04 | 2003-08-14 | Ventracor Limited | Improved Transcutaneous Power and Data Transceiver System |
| JP2005066013A (ja) * | 2003-08-25 | 2005-03-17 | Miwatec:Kk | 定常流ロータリ血液ポンプ制御のための方法及び装置 |
| DE502004006565D1 (de) * | 2004-02-11 | 2008-04-30 | Grundfos As | Verfahren zur Ermittlung von Fehlern beim Betrieb eines Pumpenaggregates |
| US7160243B2 (en) * | 2004-03-25 | 2007-01-09 | Terumo Corporation | Method and system for controlling blood pump flow |
| US7393181B2 (en) | 2004-09-17 | 2008-07-01 | The Penn State Research Foundation | Expandable impeller pump |
| US20060083642A1 (en) | 2004-10-18 | 2006-04-20 | Cook Martin C | Rotor stability of a rotary pump |
| JP4769937B2 (ja) * | 2005-08-10 | 2011-09-07 | 国立大学法人 東京医科歯科大学 | 遠心ポンプの流量及び揚程測定装置、及び、拍動する循環系の循環状態評価装置 |
| US8657875B2 (en) * | 2005-09-26 | 2014-02-25 | Abiomed, Inc. | Method and apparatus for pumping blood |
| US20070142923A1 (en) | 2005-11-04 | 2007-06-21 | Ayre Peter J | Control systems for rotary blood pumps |
| AU2006235839B2 (en) * | 2005-11-04 | 2013-03-21 | Thoratec Corporation | Improvements to Control Systems for Rotary Blood Pumps |
| US20070142696A1 (en) * | 2005-12-08 | 2007-06-21 | Ventrassist Pty Ltd | Implantable medical devices |
| WO2007070932A1 (en) * | 2005-12-19 | 2007-06-28 | Ventrassist Pty Ltd | Improvements to tuning dc brushless motors |
| CN102380135A (zh) | 2006-03-23 | 2012-03-21 | 宾州研究基金会 | 带有可膨胀叶轮泵的心脏辅助装置 |
| AU2007201127B2 (en) * | 2006-03-23 | 2012-02-09 | Thoratec Corporation | System For Preventing Diastolic Heart Failure |
| US20070282298A1 (en) | 2006-04-20 | 2007-12-06 | Ventrassist Pty Ltd | System and method for controlling a rotary blood pump |
| AU2007201724B2 (en) * | 2006-04-20 | 2012-09-13 | The University Of New South Wales | System and Method of Controlling a Rotary Blood Pump |
| AU2007202009B2 (en) * | 2006-05-09 | 2013-04-04 | Thoratec Corporation | A Pulsatile Control System for a Rotary Blood Pump |
| US7850594B2 (en) * | 2006-05-09 | 2010-12-14 | Thoratec Corporation | Pulsatile control system for a rotary blood pump |
| US7963905B2 (en) * | 2006-10-11 | 2011-06-21 | Thoratec Corporation | Control system for a blood pump |
| US20080133006A1 (en) * | 2006-10-27 | 2008-06-05 | Ventrassist Pty Ltd | Blood Pump With An Ultrasonic Transducer |
| DE102007007198A1 (de) * | 2007-02-09 | 2008-08-14 | Maquet Cardiopulmonary Ag | Verfahren und Vorrichtung zur Überwachung und Optimierung eines durch eine Pumpe bewirkten Blutkreislaufs |
| GB0715259D0 (en) | 2007-08-06 | 2007-09-12 | Smith & Nephew | Canister status determination |
| GB0712759D0 (en) * | 2007-07-02 | 2007-08-08 | Smith & Nephew | Measuring pressure |
| US9408954B2 (en) | 2007-07-02 | 2016-08-09 | Smith & Nephew Plc | Systems and methods for controlling operation of negative pressure wound therapy apparatus |
| US12121648B2 (en) | 2007-08-06 | 2024-10-22 | Smith & Nephew Plc | Canister status determination |
| WO2009108654A2 (en) * | 2008-02-25 | 2009-09-03 | Clemson University | Differential pressure pump system |
| JP5171953B2 (ja) | 2008-06-23 | 2013-03-27 | テルモ株式会社 | 血液ポンプ装置 |
| US20100087742A1 (en) * | 2008-09-30 | 2010-04-08 | Ihc Intellectual Asset Management, Llc | Physiological characteristic determination for a medical device user |
| EP2372160B1 (en) | 2008-12-08 | 2014-07-30 | Thoratec Corporation | Centrifugal pump device |
| US20100222635A1 (en) * | 2009-02-27 | 2010-09-02 | Thoratec Corporation | Maximizing blood pump flow while avoiding left ventricle collapse |
| US8562507B2 (en) | 2009-02-27 | 2013-10-22 | Thoratec Corporation | Prevention of aortic valve fusion |
| US20100222633A1 (en) * | 2009-02-27 | 2010-09-02 | Victor Poirier | Blood pump system with controlled weaning |
| US20100222878A1 (en) * | 2009-02-27 | 2010-09-02 | Thoratec Corporation | Blood pump system with arterial pressure monitoring |
| US8449444B2 (en) | 2009-02-27 | 2013-05-28 | Thoratec Corporation | Blood flow meter |
| JP5378010B2 (ja) | 2009-03-05 | 2013-12-25 | ソラテック コーポレーション | 遠心式ポンプ装置 |
| CN102341600B (zh) | 2009-03-06 | 2014-12-10 | 胸腔科技有限公司 | 离心式泵装置 |
| US9782527B2 (en) | 2009-05-27 | 2017-10-10 | Tc1 Llc | Monitoring of redundant conductors |
| DE102009026592B4 (de) | 2009-05-29 | 2014-08-28 | Sorin Group Deutschland Gmbh | Vorrichtung zur Festlegung des venösen Zuflusses zu einem Blutreservoir eines extrakorporalen Blutkreislaufs |
| DE102009027195A1 (de) * | 2009-06-25 | 2010-12-30 | Sorin Group Deutschland Gmbh | Vorrichtung zur Förderung von Blut in einem extrakorporalen Kreislauf |
| US8562508B2 (en) | 2009-12-30 | 2013-10-22 | Thoratec Corporation | Mobility-enhancing blood pump system |
| EP2525870B1 (en) | 2010-01-19 | 2019-03-13 | Heartware, Inc. | Physiologically responsive vad |
| JP5443197B2 (ja) | 2010-02-16 | 2014-03-19 | ソラテック コーポレーション | 遠心式ポンプ装置 |
| EP2554191B1 (en) | 2010-03-26 | 2019-05-08 | Thoratec Corporation | Centrifugal blood pump device |
| CA2802215A1 (en) | 2010-06-22 | 2011-12-29 | Thoratec Corporation | Apparatus and method for modifying pressure-flow characteristics of a pump |
| AU2011270881B2 (en) | 2010-06-22 | 2015-10-29 | Tc1 Llc | Fluid delivery system and method for monitoring fluid delivery system |
| JP5681403B2 (ja) | 2010-07-12 | 2015-03-11 | ソーラテック コーポレイション | 遠心式ポンプ装置 |
| WO2012012552A1 (en) | 2010-07-22 | 2012-01-26 | Thoratec Corporation | Controlling implanted blood pumps |
| EP2605809B1 (en) | 2010-08-20 | 2017-10-11 | Tc1 Llc | Implantable blood pump |
| JP5577506B2 (ja) | 2010-09-14 | 2014-08-27 | ソーラテック コーポレイション | 遠心式ポンプ装置 |
| EP2618862B1 (en) | 2010-09-24 | 2016-07-27 | Thoratec Corporation | Control of circulatory assist systems |
| EP3020426B1 (en) | 2010-09-24 | 2017-12-27 | Tc1 Llc | Generating artificial pulse |
| WO2012094641A2 (en) | 2011-01-06 | 2012-07-12 | Thoratec Corporation | Percutaneous heart pump |
| JP5969979B2 (ja) | 2011-03-28 | 2016-08-17 | ソーラテック コーポレイション | 回転駆動装置およびそれを用いた遠心式ポンプ装置 |
| DE102011016508A1 (de) | 2011-04-08 | 2012-10-11 | Sorin Group Deutschland Gmbh | Temperiervorrichtung für den Einsatz in fluidbasierten Hyper-/Hypothermie-Systemen |
| EP2545948B1 (en) | 2011-07-12 | 2014-04-16 | Sorin Group Italia S.r.l. | Dual chamber blood reservoir |
| US8613696B2 (en) | 2011-08-15 | 2013-12-24 | Thoratec Corporation | Non-invasive diagnostics for ventricle assist device |
| JP6083929B2 (ja) | 2012-01-18 | 2017-02-22 | ソーラテック コーポレイション | 遠心式ポンプ装置 |
| GB2504176A (en) | 2012-05-14 | 2014-01-22 | Thoratec Corp | Collapsible impeller for catheter pump |
| US8721517B2 (en) | 2012-05-14 | 2014-05-13 | Thoratec Corporation | Impeller for catheter pump |
| US9872947B2 (en) | 2012-05-14 | 2018-01-23 | Tc1 Llc | Sheath system for catheter pump |
| US9327067B2 (en) | 2012-05-14 | 2016-05-03 | Thoratec Corporation | Impeller for catheter pump |
| US9446179B2 (en) | 2012-05-14 | 2016-09-20 | Thoratec Corporation | Distal bearing support |
| US9421311B2 (en) | 2012-07-03 | 2016-08-23 | Thoratec Corporation | Motor assembly for catheter pump |
| US9358329B2 (en) | 2012-07-03 | 2016-06-07 | Thoratec Corporation | Catheter pump |
| EP4186557A1 (en) | 2012-07-03 | 2023-05-31 | Tc1 Llc | Motor assembly for catheter pump |
| EP2698177B1 (en) | 2012-08-13 | 2015-01-14 | Sorin Group Deutschland GmbH | Method for controlling a disinfection status of a temperature control device and temperature control device for human body temperature control during extracorporeal circulation |
| EP2698176B1 (en) | 2012-08-13 | 2017-03-15 | Sorin Group Deutschland GmbH | Method and apparatus for disinfection of a temperature control device for human body temperature control during extracorporeal circulation |
| US9427510B2 (en) | 2012-08-31 | 2016-08-30 | Thoratec Corporation | Start-up algorithm for an implantable blood pump |
| US9579436B2 (en) | 2012-08-31 | 2017-02-28 | Thoratec Corporation | Sensor mounting in an implantable blood pump |
| EP2895215A4 (en) | 2012-09-13 | 2016-08-31 | Circulite Inc | BLOOD FLOW SYSTEM WITH VARIABLE SPEED CONTROL |
| WO2014085806A1 (en) | 2012-11-30 | 2014-06-05 | The Penn State Research Foundation | Smart tip lvad inlet cannula |
| US8834345B2 (en) | 2013-01-16 | 2014-09-16 | Thoratec Corporation | Backflow detection for centrifugal blood pump |
| US9371826B2 (en) | 2013-01-24 | 2016-06-21 | Thoratec Corporation | Impeller position compensation using field oriented control |
| US9556873B2 (en) | 2013-02-27 | 2017-01-31 | Tc1 Llc | Startup sequence for centrifugal pump with levitated impeller |
| EP3834876B1 (en) | 2013-03-13 | 2022-09-14 | Tc1 Llc | Fluid handling system |
| US11077294B2 (en) | 2013-03-13 | 2021-08-03 | Tc1 Llc | Sheath assembly for catheter pump |
| US11033728B2 (en) | 2013-03-13 | 2021-06-15 | Tc1 Llc | Fluid handling system |
| EP4190376A1 (en) | 2013-03-15 | 2023-06-07 | Tc1 Llc | Catheter pump assembly including a stator |
| US9308302B2 (en) | 2013-03-15 | 2016-04-12 | Thoratec Corporation | Catheter pump assembly including a stator |
| JP5608848B2 (ja) * | 2013-03-27 | 2014-10-15 | 株式会社サンメディカル技術研究所 | 人工心臓制御装置及び人工心臓システム |
| US9713663B2 (en) | 2013-04-30 | 2017-07-25 | Tc1 Llc | Cardiac pump with speed adapted for ventricle unloading |
| US10052420B2 (en) | 2013-04-30 | 2018-08-21 | Tc1 Llc | Heart beat identification and pump speed synchronization |
| AU2014296074A1 (en) | 2013-08-02 | 2016-02-18 | Circulite, Inc. | Implantable system with secure remote control |
| US9629948B2 (en) | 2014-04-15 | 2017-04-25 | Tc1 Llc | Methods for upgrading ventricle assist devices |
| EP3479854A1 (en) | 2014-04-15 | 2019-05-08 | Tc1 Llc | Catheter pump with access ports |
| WO2015160991A1 (en) | 2014-04-15 | 2015-10-22 | Thoratec Corporation | Methods and systems for controlling a blood pump |
| WO2015160992A1 (en) | 2014-04-15 | 2015-10-22 | Thoratec Corporation | Methods and systems for lvad operation during communication losses |
| WO2015160990A1 (en) | 2014-04-15 | 2015-10-22 | Thoratec Corporation | Catheter pump introducer systems and methods |
| WO2015160995A1 (en) | 2014-04-15 | 2015-10-22 | Thoratec Corporation | Ventricular assist devices |
| WO2015160943A1 (en) * | 2014-04-15 | 2015-10-22 | Thoratec Corporation | Sensors for catheter pumps |
| US9786150B2 (en) | 2014-04-15 | 2017-10-10 | Tci Llc | Methods and systems for providing battery feedback to patient |
| US10583232B2 (en) | 2014-04-15 | 2020-03-10 | Tc1 Llc | Catheter pump with off-set motor position |
| EP3142719B1 (en) | 2014-05-16 | 2019-11-06 | Sorin Group Italia S.r.l. | Blood reservoir with fluid volume measurement based on pressure sensor |
| JP6616405B2 (ja) * | 2014-05-29 | 2019-12-04 | セントビンセンツ ホスピタル シドニー リミテッド | 心室補助人工心臓の方法及び装置 |
| JP2017518862A (ja) | 2014-06-18 | 2017-07-13 | ハートウェア, インコーポレイテッドHeartware, Inc. | 吸引事象を同定するための方法及びデバイス |
| EP3583973A1 (en) | 2014-08-18 | 2019-12-25 | Tc1 Llc | Guide features for percutaneous catheter pump |
| US9623161B2 (en) * | 2014-08-26 | 2017-04-18 | Tc1 Llc | Blood pump and method of suction detection |
| US20160166211A1 (en) * | 2014-12-02 | 2016-06-16 | Heartware, Inc. | Mean arterial pressure estimation |
| US9717832B2 (en) | 2015-01-06 | 2017-08-01 | HeartWave, Inc. | Axial flow rotor with downstream bearing wash flow |
| WO2016118784A1 (en) | 2015-01-22 | 2016-07-28 | Thoratec Corporation | Attachment mechanisms for motor of catheter pump |
| EP3804797B1 (en) | 2015-01-22 | 2025-06-04 | Tc1 Llc | Motor assembly for catheter pump |
| US9770543B2 (en) | 2015-01-22 | 2017-09-26 | Tc1 Llc | Reduced rotational mass motor assembly for catheter pump |
| WO2016130846A1 (en) | 2015-02-11 | 2016-08-18 | Thoratec Corporation | Heart beat identification and pump speed synchronization |
| EP3256185B1 (en) | 2015-02-12 | 2019-10-30 | Tc1 Llc | System and method for controlling the position of a levitated rotor |
| US10371152B2 (en) | 2015-02-12 | 2019-08-06 | Tc1 Llc | Alternating pump gaps |
| RU2702827C2 (ru) | 2015-02-13 | 2019-10-11 | Флюид Хэндлинг ЭлЭлСи | Устройство и способ для управления насосом |
| WO2016130989A1 (en) | 2015-02-13 | 2016-08-18 | Thoratec Corporation | Impeller suspension mechanism for heart pump |
| US9907890B2 (en) | 2015-04-16 | 2018-03-06 | Tc1 Llc | Catheter pump with positioning brace |
| US10670024B2 (en) | 2015-06-04 | 2020-06-02 | Fluid Handling Llc | Direct numeric affinity pumps sensorless converter |
| US10702641B2 (en) | 2015-06-29 | 2020-07-07 | Tc1 Llc | Ventricular assist devices having a hollow rotor and methods of use |
| US10722630B2 (en) | 2015-07-20 | 2020-07-28 | Tc1 Llc | Strain gauge for flow estimation |
| EP3325035B1 (en) | 2015-07-20 | 2020-12-16 | Tc1 Llc | Flow estimation using hall-effect sensors |
| CN108025121B (zh) | 2015-09-25 | 2021-03-12 | 心脏器械股份有限公司 | 用于缺血检测和治疗的血泵 |
| US10117983B2 (en) | 2015-11-16 | 2018-11-06 | Tc1 Llc | Pressure/flow characteristic modification of a centrifugal pump in a ventricular assist device |
| WO2017117185A1 (en) | 2015-12-28 | 2017-07-06 | Heartware, Inc. | Pump motor control with adaptive startup |
| WO2017120453A1 (en) | 2016-01-06 | 2017-07-13 | Bivacor Inc. | Heart pump with impeller axial position control |
| EP3808402A1 (en) | 2016-07-21 | 2021-04-21 | Tc1 Llc | Gas-filled chamber for catheter pump motor assembly |
| US11160970B2 (en) | 2016-07-21 | 2021-11-02 | Tc1 Llc | Fluid seals for catheter pump motor assembly |
| CN113499538B (zh) * | 2016-08-01 | 2024-07-05 | 心脏器械股份有限公司 | 基于vad电流波形的心率确定 |
| US10675396B2 (en) * | 2016-08-01 | 2020-06-09 | Heartware, Inc. | Suction detection methods and devices |
| EP3287154B1 (en) * | 2016-08-23 | 2019-10-09 | Abiomed Europe GmbH | Ventricular assist device |
| DE102016216765B4 (de) * | 2016-09-05 | 2025-01-23 | Brose Fahrzeugteile SE & Co. Kommanditgesellschaft, Würzburg | Verfahren und Fluidpumpe zum Fördern eines Fluids in einem Fluidkreislauf eines Kraftfahrzeugs |
| EP3515526A1 (en) * | 2016-09-23 | 2019-07-31 | Heartware, Inc. | Field-oriented control for control of blood pump motor |
| IT201600118790A1 (it) * | 2016-11-23 | 2018-05-23 | Sk Hynix Inc | Convertitore analogico-digitale (ADC) con migliorata reiezione ai disturbi di potenza |
| CN110709114B (zh) | 2017-04-05 | 2023-10-31 | 毕瓦克公司 | 心脏泵驱动器和轴承 |
| EP3443993A1 (de) * | 2017-08-17 | 2019-02-20 | Berlin Heart GmbH | Pumpe mit einem rotorsensor zur erfassung von physiologischen parametern, strömungs- und bewegungsparametern |
| EP3727492B1 (en) | 2017-12-19 | 2025-01-29 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Heart rate measurement using blood pump impeller location |
| US10973967B2 (en) | 2018-01-10 | 2021-04-13 | Tc1 Llc | Bearingless implantable blood pump |
| US11235139B2 (en) * | 2018-05-17 | 2022-02-01 | Heartware, Inc. | Current-speed relationship for instantaneous suction detection algorithm in LVADS |
| EP4360691A3 (en) | 2018-09-25 | 2024-07-17 | Tc1 Llc | Adaptive speed control algorithms and controllers for optimizing flow in ventricular assist devices |
| US20200114052A1 (en) * | 2018-10-16 | 2020-04-16 | Heartware, Inc. | Mcs adverse event risk score |
| WO2020081846A1 (en) * | 2018-10-17 | 2020-04-23 | Pneuma Systems Corporation | Airflow-based volumetric pump |
| EP3880062A1 (en) | 2018-11-15 | 2021-09-22 | Medtronic, Inc. | Method of estimating heart rate and detecting tachyarrhythmia |
| CN109646278A (zh) * | 2019-01-14 | 2019-04-19 | 任莹 | 一种内科心脏增压器 |
| US11666281B2 (en) * | 2019-02-28 | 2023-06-06 | Medtronic, Inc. | Detection of hypertension in LVAD patients using speed change |
| US12337164B2 (en) | 2019-03-12 | 2025-06-24 | Heartware, Inc. | HVAD flow pulsatility tracker |
| US11413445B2 (en) | 2019-03-12 | 2022-08-16 | Heartware, Inc. | Method of monitoring health conditions of a patient having an implantable blood pump |
| CN114929328B (zh) * | 2019-10-25 | 2025-03-14 | Tc1有限责任公司 | 包括控制器和多个传感器的血液循环支撑系统 |
| CN115279450B (zh) | 2019-11-21 | 2025-03-11 | 辛卡迪亚系统公司 | 下一代全人工心脏 |
| WO2022006132A2 (en) | 2020-06-29 | 2022-01-06 | Carlisle Jeffrey A | Simplified pneumatic volumetric pump using iv drip chamber |
| US12341463B2 (en) | 2022-06-06 | 2025-06-24 | Star Bp, Inc. | Blood pump controller and system |
| CN115887906B (zh) * | 2022-11-09 | 2025-07-11 | 安徽通灵仿生科技有限公司 | 一种心室导管泵的抽吸事件检测方法及装置 |
Citations (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US5711753A (en) * | 1994-04-15 | 1998-01-27 | Allegheny-Singer Research Institute | Blood pump device and method of pumping blood |
| WO1999017819A1 (en) * | 1997-10-02 | 1999-04-15 | Micromed Technology, Inc. | Implantable pump system |
| CZ295454B6 (cs) * | 1997-10-09 | 2005-08-17 | Orqis Medical Corporation | Mimosrdeční čerpací systém |
| DE19634180B4 (de) * | 1995-08-23 | 2011-03-03 | Ntn Corp. | Verfahren zur Steuerung einer Blutpumpe |
Family Cites Families (16)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US5324177A (en) * | 1989-05-08 | 1994-06-28 | The Cleveland Clinic Foundation | Sealless rotodynamic pump with radially offset rotor |
| JP2888609B2 (ja) * | 1990-06-07 | 1999-05-10 | テルモ株式会社 | 血液補助循環装置 |
| US5271395A (en) * | 1992-04-17 | 1993-12-21 | Medtronic, Inc. | Method and apparatus for rate-responsive cardiac pacing |
| US5676651A (en) * | 1992-08-06 | 1997-10-14 | Electric Boat Corporation | Surgically implantable pump arrangement and method for pumping body fluids |
| US5947892A (en) * | 1993-11-10 | 1999-09-07 | Micromed Technology, Inc. | Rotary blood pump |
| US5725357A (en) * | 1995-04-03 | 1998-03-10 | Ntn Corporation | Magnetically suspended type pump |
| JP3546092B2 (ja) * | 1995-04-03 | 2004-07-21 | Ｎｔｎ株式会社 | 磁気浮上型ポンプ |
| US5924975A (en) * | 1995-08-30 | 1999-07-20 | International Business Machines Corporation | Linear pump |
| JPH1085322A (ja) | 1996-07-26 | 1998-04-07 | San Medical Gijutsu Kenkyusho:Kk | 人工心臓の可搬駆動システム |
| JP4104088B2 (ja) * | 1996-10-04 | 2008-06-18 | ユナイテッド ステイツ サージカル コーポレイション | 循環器支援システム |
| US5888242A (en) | 1996-11-01 | 1999-03-30 | Nimbus, Inc. | Speed control system for implanted blood pumps |
| US6048363A (en) * | 1997-05-13 | 2000-04-11 | Nagyszalanczy; Lorant | Centrifugal blood pump apparatus |
| WO1999033502A1 (fr) * | 1997-12-27 | 1999-07-08 | Jms Co., Ltd. | Appareil auxiliaire de circulation sanguine utilisant une pompe a flux sanguin continu et dispositif de diagnostic des conditions de la circulation sanguine dans l'organisme |
| US7004924B1 (en) * | 1998-02-11 | 2006-02-28 | Nxstage Medical, Inc. | Methods, systems, and kits for the extracorporeal processing of blood |
| US6135943A (en) * | 1998-08-07 | 2000-10-24 | Cardiac Assist Technologies, Inc. | Non-invasive flow indicator for a rotary blood pump |
| US7160243B2 (en) * | 2004-03-25 | 2007-01-09 | Terumo Corporation | Method and system for controlling blood pump flow |
-
2001
- 2001-03-19 CZ CZ2002-3242A patent/CZ305727B6/cs not_active IP Right Cessation
- 2001-03-19 WO PCT/US2001/008776 patent/WO2001072352A2/en active IP Right Grant
- 2001-03-19 MX MXPA02009410A patent/MXPA02009410A/es active IP Right Grant
- 2001-03-19 US US10/333,759 patent/US7645225B2/en not_active Expired - Fee Related
- 2001-03-19 CA CA002404636A patent/CA2404636A1/en not_active Abandoned
- 2001-03-19 AU AU2001247573A patent/AU2001247573A1/en not_active Abandoned
- 2001-03-19 AT AT01920530T patent/ATE283077T1/de active
- 2001-03-19 EP EP01920530A patent/EP1267958B1/en not_active Expired - Lifetime
- 2001-03-19 DE DE60107401T patent/DE60107401T2/de not_active Expired - Lifetime
- 2001-03-19 JP JP2001570311A patent/JP5214836B2/ja not_active Expired - Lifetime
Patent Citations (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US5711753A (en) * | 1994-04-15 | 1998-01-27 | Allegheny-Singer Research Institute | Blood pump device and method of pumping blood |
| DE19634180B4 (de) * | 1995-08-23 | 2011-03-03 | Ntn Corp. | Verfahren zur Steuerung einer Blutpumpe |
| WO1999017819A1 (en) * | 1997-10-02 | 1999-04-15 | Micromed Technology, Inc. | Implantable pump system |
| CZ295454B6 (cs) * | 1997-10-09 | 2005-08-17 | Orqis Medical Corporation | Mimosrdeční čerpací systém |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| DE60107401D1 (de) | 2004-12-30 |
| WO2001072352A3 (en) | 2002-04-18 |
| CA2404636A1 (en) | 2001-10-04 |
| US7645225B2 (en) | 2010-01-12 |
| JP5214836B2 (ja) | 2013-06-19 |
| WO2001072352A2 (en) | 2001-10-04 |
| WO2001072352A9 (en) | 2002-12-19 |
| JP2004501678A (ja) | 2004-01-22 |
| CZ20023242A3 (cs) | 2003-01-15 |
| MXPA02009410A (es) | 2004-05-17 |
| US20040152944A1 (en) | 2004-08-05 |
| ATE283077T1 (de) | 2004-12-15 |
| AU2001247573A1 (en) | 2001-10-08 |
| EP1267958B1 (en) | 2004-11-24 |
| DE60107401T2 (de) | 2005-11-24 |
| EP1267958A2 (en) | 2003-01-02 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| CZ305727B6 (cs) | Pomocný přístroj pro pacienty s onemocněním srdce a způsob řízení průtoku krve krevní pumpou | |
| US11724094B2 (en) | Cardiac pump with speed adapted for ventricle unloading | |
| US5888242A (en) | Speed control system for implanted blood pumps | |
| AU2018316543B2 (en) | Blood pump | |
| US8323173B2 (en) | Method and system for physiologic control of an implantable blood pump | |
| EP1469770B1 (en) | System for detecting ventricular collapse | |
| US8657733B2 (en) | Control systems for rotary blood pumps | |
| US8303482B2 (en) | Method and system for physiologic control of a blood pump | |
| US20060241335A1 (en) | Method and system for physiologic control of a blood pump | |
| US20080183287A1 (en) | Physiological demand responsive control system | |
| CN118267610A (zh) | 导管泵的位置监测装置、方法和心室辅助装置 | |
| CN119280656A (zh) | 自适应控制方法及装置 | |
| AU2003265729B2 (en) | Physiological demand responsive control system |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| MM4A | Patent lapsed due to non-payment of fee |
Effective date: 20160319 |