專利名稱：用于血液泵的生理的控制的方法和系統(tǒng)的制作方法
對相關(guān)申請的交叉參考本申請要求作為參考加入的2004年9月7日提出的美國臨時(shí)申請序號60/522,260的優(yōu)先權(quán)。
背景本申請一般地涉及泵系統(tǒng)，并且更特定地涉及用于血液泵的生理的控制的方法和系統(tǒng)。
通常，血液泵系統(tǒng)用于兩種場合中的任一種。首先，血液泵可以完全地代替不正確地起作用的人類心臟，或者其次，血液泵可以在心臟仍然起作用但是以不充足的速率泵送的病人體內(nèi)促進(jìn)血液循環(huán)。血液泵可以在外部、部分植入或完全植入。
例如，共同轉(zhuǎn)讓并且全文在這里作為參考加入的美國專利No.6,183,412披露了商業(yè)上稱作“DeBakey VAD”的心室輔助裝置(VAD)。VAD為設(shè)計(jì)成為患心臟病的病人提供附加的血液流量的小型化的連續(xù)的軸向流動(dòng)泵。裝置接附在左心室的頂點(diǎn)和主動(dòng)脈之間。
已知的血液泵系統(tǒng)通常以開環(huán)方式控制，其中設(shè)定預(yù)先確定的速度并且流速根據(jù)跨過泵的壓力差異改變。泵自身可以以閉環(huán)方式控制，其中，實(shí)際泵速度被反饋到馬達(dá)控制器，馬達(dá)控制器比較實(shí)際速度和與一些測量的生理的參數(shù)成比例的希望的預(yù)先確定的速度并且因此調(diào)節(jié)泵。然而，使用響應(yīng)監(jiān)測的生理的或泵參數(shù)改變泵速度的閉環(huán)控制系統(tǒng)的現(xiàn)有技術(shù)的裝置已經(jīng)很大程度上不能令人滿意。
本發(fā)明解決與現(xiàn)有技術(shù)相關(guān)的缺點(diǎn)。

發(fā)明內(nèi)容
本發(fā)明的方面涉及用于控制諸如VAD系統(tǒng)的血液泵系統(tǒng)的生理的控制系統(tǒng)和方法。泵系統(tǒng)包括，例如，血液泵和用于控制泵的控制器。系統(tǒng)還可以包括流量測量裝置。披露了不同的控制方案，包括控制泵以實(shí)現(xiàn)希望的速度、流率、或流量脈動(dòng)的一個(gè)或多個(gè)。另外，披露了用于確定最大流量(在維持某些參數(shù)或在某些界限內(nèi)的同時(shí)，對于病人能夠獲得的最大流量)的不同的方法。
在根據(jù)本披露物的教示的某些示例性的實(shí)施例中，通過使用者或臨床醫(yī)生手動(dòng)地或通過系統(tǒng)自動(dòng)地修改控制系統(tǒng)的希望的峰到峰(“P2P”)流量幅度(“dP2PFA”)。如果通過系統(tǒng)自動(dòng)地進(jìn)行dP2PFA的適應(yīng)，其可以基于流動(dòng)的暫時(shí)的速度改變的效果，并且這樣的速度改變可以通過暫時(shí)的速度增加或暫時(shí)的速度降低進(jìn)行。此適應(yīng)也可以響應(yīng)暫時(shí)的速度改變時(shí)的功率增加進(jìn)行。
在更進(jìn)一步的示例性的實(shí)施例中，如果在給定的暫時(shí)的速度增加，流量不增加大于給定的量，或如果增加需要超過與流量增加有關(guān)的給定水平的百分比的功率增加，或如果在這樣的速度增加，dP2PFA降低大于某一量；并且在降低dP2PFA時(shí)，如果在給定的速度增加，流量增加大于給定的量并且同時(shí)百分比功率不增加超過給定的水平并且同時(shí)dP2PFA增加大于給定的量；或在暫時(shí)的速度降低，系統(tǒng)在同樣的意義上相反地反應(yīng)。給定的改變的量可以由使用者修改，其允許在提高泵送和減小功率和抽吸風(fēng)險(xiǎn)之間平衡。這樣的調(diào)節(jié)可以經(jīng)由用戶界面實(shí)現(xiàn)，用戶界面允許使用者在不同程度的增強(qiáng)的支持與能量優(yōu)化性能之間選擇。
替代地，可以用功率增加的絕對數(shù)值代替百分比描述，和/或用流量改變的百分比數(shù)值代替絕對數(shù)值描述區(qū)別的線。另外，代替區(qū)別的直線，可以使用非線性的函數(shù)(諸如例如平方根函數(shù))。代替對dP2PFA的增加或降低的二進(jìn)制決定或在增加、降低和不改變之間的決定，使用根據(jù)區(qū)別的偏離距離給出增加的值的決定函數(shù)，并且其中，該函數(shù)解析地或經(jīng)由模糊邏輯設(shè)定限定。


本發(fā)明的其它目的和優(yōu)點(diǎn)將通過閱讀接下來的詳細(xì)描述并且參考附圖變得明顯，其中圖1示意性地示出了根據(jù)本發(fā)明的實(shí)施例的血液泵系統(tǒng)的不同的部件。
圖2為根據(jù)本發(fā)明的實(shí)施例的示例性的血液泵的截面圖。
圖3為示出了根據(jù)本發(fā)明的實(shí)施例的控制器模塊的方面的方塊圖。
圖4A為示出了根據(jù)本發(fā)明的方面的三種控制模式的曲線圖。
圖4B為示出了泵的希望的流量與病人心率的線性插值成比例的控制模式的曲線圖。
圖5A-5E示出了用于根據(jù)本發(fā)明的實(shí)施例的示例性的泵控制模式的不同的參數(shù)。
圖6A-6C示出了峰到峰幅度、功率和速度回歸曲線。
圖7-12為示出了根據(jù)本發(fā)明的方面的流量控制程序的流程圖。
圖13和14為用于確定希望的峰到峰流量幅度的特性曲線。
雖然本發(fā)明容許不同的修改和替代的形式，但作為示例在附圖中示出并且在這里詳細(xì)描述了本發(fā)明的特定的實(shí)施例。然而，應(yīng)該理解，這里對特定實(shí)施例的描述不企圖將本發(fā)明限制到披露的特別的形式，而是相反地，本發(fā)明包括屬于通過后附的權(quán)利要求書限定的本發(fā)明的精神和范圍內(nèi)的全部修改、等價(jià)物、和替代物。
具體實(shí)施例方式
下面描述本發(fā)明的說明性的實(shí)施例。為了清晰，本說明書中沒有描述實(shí)際實(shí)施的全部特征。當(dāng)然，應(yīng)該理解，在任何這樣的實(shí)際的實(shí)施例的開發(fā)中，必須作出許多實(shí)施特定的決定以實(shí)現(xiàn)開發(fā)者的特定的目標(biāo)，諸如和從一個(gè)實(shí)施到另一個(gè)可能不同的與系統(tǒng)相關(guān)和與事務(wù)相關(guān)的約束相符。另外，應(yīng)該理解，這樣的開發(fā)工作可能是復(fù)雜并且耗時(shí)的，但是盡管如此是利用本披露物的好處的本領(lǐng)域中的普通技術(shù)人員采取的常規(guī)。
現(xiàn)在參考附圖，圖1示出了心室輔助裝置(VAD)系統(tǒng)10，諸如在共同轉(zhuǎn)讓并且全文在這里作為參考加入的美國專利No.6,183,412中所披露的。VAD系統(tǒng)10包括設(shè)計(jì)為用于植入人體內(nèi)的部件和在身體外部的部件?？芍踩氲牟考ㄐD(zhuǎn)式泵12和流量傳感器14。外部部件包括便攜式的控制器模塊16、臨床數(shù)據(jù)采集系統(tǒng)(CDAS)18、和病人家庭支持系統(tǒng)(PHSS)20。植入的部件經(jīng)由經(jīng)皮的電纜22連接到控制器模塊16。
VAD系統(tǒng)10可以包括連續(xù)流動(dòng)血液泵，諸如美國專利No.5,527,159或美國專利No.5,947,892中披露的軸向流動(dòng)泵的不同的實(shí)施例，以上全部專利全文在這里作為參考加入。適用于本發(fā)明的實(shí)施例的血液泵的示例在圖2中示出。示例性的泵12包括泵殼體32、擴(kuò)散器34、流體整流器36、和包括定子40和轉(zhuǎn)子42的無刷直流馬達(dá)38。殼體32包括具有通過其中的血液流動(dòng)路徑46的流動(dòng)管44、血液入口48、和血液出口50。
定子40接附到泵殼體32，優(yōu)選地定位在流動(dòng)管44外部，并且具有用于產(chǎn)生定子磁場的定子場繞組52。在一個(gè)實(shí)施例中，定子40包括三個(gè)定子繞組并且可以為三相“Y”或“Δ”纏繞。轉(zhuǎn)子42定位在流動(dòng)管44內(nèi)，用于響應(yīng)定子磁場旋轉(zhuǎn)，并且包括誘導(dǎo)器58和推動(dòng)器60。激勵(lì)電流施加到定子繞組52以產(chǎn)生旋轉(zhuǎn)磁場。多個(gè)磁體62聯(lián)接到轉(zhuǎn)子42。磁體62并且從而轉(zhuǎn)子42跟隨旋轉(zhuǎn)磁場以產(chǎn)生旋轉(zhuǎn)運(yùn)動(dòng)。
圖3概念地示出了泵系統(tǒng)10的方面。更特定地，示出了控制器模塊16和泵12的部分?？刂破髂K16包括處理器，諸如微控制器80，微控制器80在本發(fā)明的一個(gè)實(shí)施例中為Microchip Technology制造的型號PIC16C77微控制器。微控制器80包括從馬達(dá)控制器84接收馬達(dá)參數(shù)的指示的多通道模擬到數(shù)字(A/D)轉(zhuǎn)換器。從而，控制器模塊16可以監(jiān)測諸如瞬時(shí)馬達(dá)電流、馬達(dá)電流的平均值或RMS值、和馬達(dá)速度的參數(shù)。
圖3所示的實(shí)施例還包括集成的流量計(jì)124。至少一個(gè)流量傳感器14被植入泵12的下游。替代地，流量傳感器14可以與泵12整合。流量計(jì)124聯(lián)接在植入的流量傳感器14和微控制器80之間。流量計(jì)124從流量傳感器14接收數(shù)據(jù)并且將流速數(shù)據(jù)輸出到微控制器80，允許系統(tǒng)監(jiān)測瞬時(shí)流速。
因?yàn)橹踩氲牧髁總鞲衅?4聯(lián)接到控制器模塊16的流量計(jì)124，除了諸如馬達(dá)速度和電流(功率)的泵參數(shù)之外，對系統(tǒng)性能(流速)的真實(shí)測量可以用于分析。此外，因?yàn)榱髁坑?jì)124為控制器模塊16的集成的部件，可以在控制器模塊顯示器上顯示流速并且可以在控制器模塊的存儲器內(nèi)存儲流速數(shù)據(jù)。
在本發(fā)明的示例性的實(shí)施例中，馬達(dá)控制器84包括FairchildSemiconductor ML4425 Motor Controller。本發(fā)明的無刷直流馬達(dá)38的操作要求電流以適當(dāng)?shù)捻樞蚴┘拥蕉ㄗ永@組52以形成旋轉(zhuǎn)場。在任何時(shí)刻將電流施加到兩個(gè)定子繞組52，并且通過定序到分別的定子繞組52的電流開和關(guān)，產(chǎn)生旋轉(zhuǎn)磁場。在本發(fā)明的實(shí)施例中，馬達(dá)控制器84感測來自馬達(dá)繞組52的反電動(dòng)勢(EMF)電壓以使用鎖相環(huán)(PLL)技術(shù)確定適當(dāng)?shù)慕粨Q相順序。當(dāng)諸如定子繞組52的導(dǎo)體被諸如通過無刷直流馬達(dá)38的磁體62產(chǎn)生的運(yùn)動(dòng)的磁力線“切割”時(shí)，感應(yīng)電壓。該電壓將與轉(zhuǎn)子速度42一起增加?？赡茉谌齻€(gè)定子繞組52中的一個(gè)內(nèi)感測此電壓，因?yàn)樵谌我粫r(shí)刻僅馬達(dá)繞組52中的兩個(gè)被激勵(lì)，以確定轉(zhuǎn)子42的位置。
檢測轉(zhuǎn)子42相對于定子40的位置以提供適當(dāng)?shù)亩ㄗ永@組52激勵(lì)電流順序的替代的方法為使用諸如霍耳效應(yīng)傳感器的位置傳感器。利用本披露物的好處的本領(lǐng)域中的普通技術(shù)人員可能常規(guī)地采用使用具有轉(zhuǎn)子位置傳感器的馬達(dá)而不是無傳感器的馬達(dá)的本發(fā)明的實(shí)施的方面。然而，附加諸如霍耳效應(yīng)傳感器的附加的部件需要附加的空間，這在任何植入的裝置應(yīng)用中受到限制。此外，使用位置檢測裝置增加了系統(tǒng)故障源。
確定實(shí)際的泵速度并且將其反饋到控制器模塊16，控制器模塊16比較實(shí)際速度與希望的預(yù)先確定的速度并且據(jù)此調(diào)節(jié)泵12。根據(jù)本發(fā)明的某些實(shí)施例，以閉環(huán)方式控制泵12，其中，基于不同的生理的因素改變希望的泵速度。
題目全部為“METHOD AND SYSTEM FOR DETECTINGVENTRICULAR COLLAPSE”的分別在2002年1月8日和2002年6月14日提出的美國臨時(shí)專利申請No.60/346,555和60/319,318披露了檢測心室塌陷或過度抽吸的方法。2002年1月7日提出的美國臨時(shí)申請No.60/346,721披露了基于心臟舒張流量以及其它生理信息的生理的泵控制方法。這些臨時(shí)申請的全部披露物在這里作為參考加入。
圖4A示出了根據(jù)本發(fā)明的方面的三種控制模式，該三種控制模式利用如在上文中提到的加入的臨時(shí)申請中披露的抽吸檢測和生理的“觸發(fā)器”“恒定速度”“恒定流量”和“最大化或最大流量”。這些控制模式經(jīng)由流速對泵速度曲線圖示出。在恒定速度模式中，泵速度保持恒定，流速改變，并且在恒定流量模式中，流速保持恒定，速度改變。恒定速度模式適用于，例如在外科手術(shù)進(jìn)行中，在將病人從心肺的旁路斷開時(shí)，在外科手術(shù)之后，以及當(dāng)病人從醫(yī)院離開時(shí)。如上所述，泵以固定的、預(yù)先確定的速度操作。可以可選擇地響應(yīng)抽吸事件調(diào)節(jié)速度-即，可以響應(yīng)檢測到的抽吸事件減小泵速度。額定流量模式適用于，例如在重點(diǎn)護(hù)理病房(ICU)內(nèi)、恢復(fù)或在從旁路斷開期間的病人。
最大化或最大流量模式適用于例如在恢復(fù)期間或在鍛練期間。用最大流量模式，泵速度周期性地增加直到達(dá)到“收益遞減”點(diǎn)，和/或直到達(dá)到另一個(gè)預(yù)先確定的限制(即，最大功率、最大泵速度等)。換句話說，控制器增加泵速度到泵速度的增加不再產(chǎn)生對應(yīng)的流量增加或?qū)?yīng)的峰到峰幅度降低的點(diǎn)。在鍛練開始，病人可以例如經(jīng)由按鈕手動(dòng)地使能最大流量模式，或者其可以響應(yīng)預(yù)先確定的參數(shù)被自動(dòng)地觸發(fā)。
圖4B示出了希望的流速一般地與心率的線性插值成比例的控制模式。建立希望的休息和鍛練流速，并且在示出的模式中，不管心率為多少，希望的流速分別不低于或高于這些速率。在休息和鍛練心率之間，希望的流速與心率一起改變。
圖5提供了恒定速度、額定流量和最大流量以及“恒定峰到峰幅度”模式的附加的方面。在一些實(shí)施中，醫(yī)師可以選擇哪種控制模式對于病人最適合。如在加入的臨時(shí)申請中確定的，使得能夠?qū)崿F(xiàn)真實(shí)的“生理的”響應(yīng)的手段是經(jīng)由觸發(fā)器-例如，心臟舒張的流量或心率、或二者的結(jié)合。替代地，可以使用控制器16上的諸如“鍛練”按鈕的手動(dòng)觸發(fā)器。醫(yī)師可以選擇地使能或去能鍛練按鈕或自動(dòng)觸發(fā)器并且可以選擇地決定通過“收益遞減”(對于給定的速度改變的流量的改變)最大化流量還是通過“最小峰到峰幅度”(當(dāng)增加泵速度時(shí)降低的流量脈動(dòng)或峰到峰幅度)最大化流量。
如果不能獲得對于病人的希望的流量(例如，達(dá)到諸如最大速度、最大功率的界限條件)，那么不再調(diào)節(jié)泵速度。在其它實(shí)施中，可以改變控制模式并且可以減小泵速度以獲得希望的峰到峰幅度。在圖5所示的控制模式中，使能或去能抽吸檢測。在其它實(shí)施例中，利用“心室卸載”的改變的水平，假定對于較低的流量脈動(dòng)，抽吸的風(fēng)險(xiǎn)最大。
圖5中總結(jié)并且描述了用于每種控制模式的控制參數(shù)。例如，在圖5A所示的恒定速度控制模式中，臨床醫(yī)師為以粗體示出的參數(shù)-希望的泵速度和最小流速輸入值。以正常體類型(不是粗體)示出的值為能夠被臨床醫(yī)師手動(dòng)地改變的默認(rèn)值。另外，臨床醫(yī)師使能或去能“抽吸檢測”和“抽吸檢測響應(yīng)”參數(shù)。如果使能抽吸響應(yīng)，一旦檢測到抽吸，控制器16激活診斷報(bào)警并且減小泵速度預(yù)先確定的量和速率直到抽吸消失。對于抽吸觸發(fā)的速度減小，控制器被編程序?yàn)榈却A(yù)先確定的量的時(shí)間，隨后增加速度預(yù)先確定的量和速率直到再次獲得額定速度。如果再次檢測到抽吸并且速度響應(yīng)其減小(在獲得額定速度之前)，控制器重復(fù)該延遲并且隨后速度增加。如果在獲得額定速度之前第三次檢測到抽吸和對應(yīng)的速度減小，以較慢的時(shí)間期間重復(fù)速度增加過程。當(dāng)獲得額定速度時(shí)激活音調(diào)或其它可聽的或可視的信號。如果去能抽吸響應(yīng)，激活診斷報(bào)警但是不執(zhí)行附加的自動(dòng)響應(yīng)。如果達(dá)到最小速度或最小流量，控制器激活診斷報(bào)警并且不再減小速度。
如果來自流量計(jì)(或流量傳感器板，F(xiàn)SB)的信號沒有被接收到或不可靠，例如，設(shè)定“壞的流量信號”標(biāo)記。響應(yīng)差的流量信號的檢測，控制器激活診斷報(bào)警，不改變速度設(shè)定，并且重新初始化FSB。如果仍然認(rèn)為流量信號是不可用的或無效的，控制器周期性地重新初始化FSB并且抑制低流量報(bào)警。如果流量信號復(fù)原(即，認(rèn)為是有效的)，控制器恢復(fù)到希望的控制模式，如果希望的模式不是恒定速度模式。相似地，如果接收到差質(zhì)量的流量信號，控制器激活診斷報(bào)警，維持當(dāng)前速度設(shè)定并且抑制低流量報(bào)警。如果泵達(dá)到最大功率水平，激活診斷報(bào)警。
在圖5B所示的額定流量模式中，輸入希望的流速，并且可以基于希望的流速從泵的流量-壓力特性曲線計(jì)算最大功率和最小流量參數(shù)。剩余的參數(shù)為可以通過臨床醫(yī)師手動(dòng)改變的默認(rèn)參數(shù)。一旦檢測到抽吸，控制器激活診斷報(bào)警并且減小速度預(yù)先確定的量和速率直到抽吸消失。如果達(dá)到最小速度或最小流量水平，控制器激活診斷報(bào)警并且不再減小速度。
對于抽吸觸發(fā)的速度減小，控制器被編程序?yàn)榈却A(yù)先確定的量的時(shí)間，隨后增加速度預(yù)先確定的量和速率直到再次獲得額定流量。如果再次檢測到抽吸并且速度響應(yīng)其減小(在獲得額定流量之前)，控制器重復(fù)該延遲并且隨后速度增加。如果在獲得額定流量之前第三次檢測到抽吸和對應(yīng)的速度減小，速度增加過程重復(fù)。當(dāng)獲得額定流量時(shí)激活音調(diào)或其它信號。如果接收到壞的流量信號或差的流量信號質(zhì)量，控制器激活診斷報(bào)警并且恢復(fù)到恒定速度控制模式，速度設(shè)定為“FSB故障速度”-通常9000RPM或故障安全速度，8500RPM。如果達(dá)到最大功率閾值設(shè)定，控制器激活診斷報(bào)警并且不允許速度再增加。如果達(dá)到最大速度設(shè)定，激活診斷報(bào)警并且速度不會增加到高于最大速度值。
在圖5C所示的恒定峰到峰幅度模式中，輸入最小流量參數(shù)并且基于流量信號的峰到峰幅度(“P2P”)控制。剩余的參數(shù)值為能夠通過臨床醫(yī)師手動(dòng)地改變的默認(rèn)值。如果檢測到抽吸，控制器激活診斷報(bào)警并且減小速度預(yù)先確定的量和速率直到獲得希望的峰到峰幅度。如果達(dá)到最小速度或最小流量設(shè)定，控制器激活診斷報(bào)警并且不再減小速度。
如果發(fā)生抽吸觸發(fā)的速度減小，控制器等待預(yù)先確定的量的時(shí)間，隨后增加速度預(yù)先確定的量和速率直到獲得額定的峰到峰幅度值。如果在達(dá)到額定的峰到峰幅度之前抽吸觸發(fā)的速度減小再次發(fā)生，速度增加在預(yù)先確定的時(shí)間時(shí)間后重復(fù)。如果抽吸觸發(fā)的速度減小第三次發(fā)生，速度增加以較慢的重復(fù)速率重復(fù)。當(dāng)獲得額定的峰到峰幅度時(shí)，控制器激活音調(diào)或其它信號。如果接收到“壞的”流量信號或差質(zhì)量的流量信號質(zhì)量，控制器激活診斷報(bào)警并且恢復(fù)到恒定速度控制模式，速度設(shè)定為FSB故障速度。如果達(dá)到最大速度或功率閾值水平，控制器激活診斷報(bào)警并且不再增加速度。
圖5D和5E總結(jié)了基于峰到峰幅度(脈動(dòng))或收益遞減(流量改變對泵速度改變)的最大流量算法。經(jīng)由在CDAS18上的設(shè)定使能或去能最大流量模式。如果使能最大流量模式，那么必須選擇峰到峰幅度(P2P)或收益遞減點(diǎn)(dQ/dn)算法。一旦選擇最大流量模式，單獨(dú)地使能或去能不同的觸發(fā)器(例如，心臟舒張流量，心率或鍛練)。在示出的實(shí)施例中，最大流量模式不“分支”到任何其它模式；它們可以僅返回最初的控制模式。
在“最大流量”控制模式，基于峰到峰幅度，控制器改變速度以維持流量信號的恒定的峰到峰幅度。峰到峰幅度值可以取決于心室卸載的希望的程度(例如，低、中、高)。如果檢測到過度抽吸，控制器激活診斷報(bào)警，減小速度200RPM每秒直到抽吸消失，等待15秒，隨后試圖伺服峰到峰幅度。
圖5E中總結(jié)了基于收益遞減的最大流量模式。速度增加預(yù)先確定的量和速率直到獲得希望的dQ/dn。周期性地增加速度以檢查dQ/dn。隨后降低速度，并且如果dQ/dn不改變的話，控制器繼續(xù)降低速度。換句話說，速度總是增加一次，隨后降低兩次，隨后控制器等待預(yù)先確定的量的時(shí)間。如果檢測到過度抽吸，控制器激活診斷報(bào)警并且以預(yù)先確定的速率減小速度直到抽吸消失?？刂破麟S后等待預(yù)先確定的量的時(shí)間，并且隨后重復(fù)dQ/dn程序。
對于峰到峰幅度或收益遞減模式，如果達(dá)到最小速度設(shè)定，激活診斷報(bào)警并且不再減小速度。如果達(dá)到最小流量值，控制器激活診斷報(bào)警，不再減小速度，并且控制器恢復(fù)到最初的控制模式。如果達(dá)到最大速度或功率值，控制器激活診斷報(bào)警并且不再增加速度。如果接收到壞的流量信號，控制器激活診斷報(bào)警并且恢復(fù)到最初的控制模式?！盎€”流量為進(jìn)入最大流量控制模式之前的平均流量。如果使能“允許低于基線的流量”，最小流量閾值為基線流量的某一百分比(基線流量×基線的預(yù)先確定的百分比)。默認(rèn)設(shè)定為流量為“不允許低于基線”。
在示例性的實(shí)施例中，最小速度限制為7.5kRPM，并且最大速度限制為12.5kRPM。硬件故障安全速度為8.5kRPM。壞的流量信號或差的流量信號質(zhì)量設(shè)定速度(“FSB失效速度”)為9.0kRPM。控制器模塊16指示哪種模式是活性的，并且還指示對于最大流量算法選擇的是峰到峰幅度還是“收益遞減”，和哪些觸發(fā)器是活性的?？刂破?6還包括最大流量算法被激活的任何時(shí)候點(diǎn)亮的“鍛練”按鈕。在某些實(shí)施例中，控制器16被編程序?yàn)槭沟貌∪四軌蛲ㄟ^保持鍛練按鈕預(yù)先確定的長度的時(shí)間廢除最大流量算法，這也起作用廢除自動(dòng)觸發(fā)器一段預(yù)先確定的時(shí)期。
下面披露根據(jù)本發(fā)明的更進(jìn)一步的示例性的方面的另一個(gè)控制方案。通過臨床醫(yī)師設(shè)定適合個(gè)體的病人的希望的流速(例如，維持2.0升/分鐘/平方米的心臟指數(shù))。此希望的流量能夠?qū)τ谌壳闆r設(shè)定為恒定，或者其能夠可選擇地設(shè)定為例如基于病人的心率改變，以允許適應(yīng)基于個(gè)體的鍛練。如上所述，附加或代替如在全文在這里作為參考加入的2002年1月7日提出的美國臨時(shí)專利申請No.60/346,721中描述的病人的心率，此生理的“觸發(fā)器”可以替代地基于心臟舒張的流速的改變。
在使用心率作為生理的控制參數(shù)的實(shí)施例中，醫(yī)師為病人設(shè)定典型的“休息時(shí)的心率”和病人能夠在高級的鍛練時(shí)獲得的“鍛練時(shí)的心率”，并且醫(yī)師由此設(shè)定“在休息時(shí)的心率的希望的流量值”和“在鍛練時(shí)的心率的希望的流量值”。系統(tǒng)將使用對應(yīng)休息和鍛練心率之間的線性化或多項(xiàng)式插值的休息和鍛練流速之間的線性化或多項(xiàng)式插值根據(jù)實(shí)際心率在內(nèi)部計(jì)算希望的流量。另外，設(shè)定“能接受的最小流量”。如果自動(dòng)地控制的流量降到能接受的最小流量以下預(yù)先確定的量的時(shí)間，系統(tǒng)將切換到基于恒定速度的安全模式。最終，醫(yī)師可以選擇三個(gè)“卸載水平”其中之一如果臨床醫(yī)師想要最大可能的支持，即使以高抽吸風(fēng)險(xiǎn)，他設(shè)定水平“高”；如果他選擇在更加安全的水平支持，他將卸載設(shè)定為“低”；或“中”。
控制系統(tǒng)將試圖得到通過醫(yī)師設(shè)定的希望的流量(恒定的或如上所述根據(jù)心率而定)。如果病人的靜脈血回流不足夠高以提供此希望的流量，根據(jù)抽吸診斷和“接近平的線”流量樣式特性，控制器將試圖泵送最大可能流量。在此情況中，控制器將根據(jù)“卸載水平”來“決定”流量最大/抽吸最小的平衡。如果“卸載水平”設(shè)定為低或中，那么如果不能獲得希望的流速，則維持某一峰到峰幅度或峰到峰幅度。如果“卸載水平”設(shè)定為高，那么當(dāng)獲得預(yù)先確定的dQ/dn值(相對于平均流量的收益遞減)或dP2P/dn(相對于流量峰到峰幅度的收益遞減)時(shí)，不再增加速度。如果此最大可能的流量下降到能接受的最小流量以下預(yù)先確定的量的時(shí)間，控制器將切換到恒定速度模式并且激活報(bào)警。
認(rèn)為前述控制策略覆蓋了全部普通的病人情況，從早期的手術(shù)后的病人到恢復(fù)的病人或到正在斷開的病人，通過接下來的示例說明a)右心臟弱的手術(shù)后的病人，希望最大卸載臨床醫(yī)師將希望的流量設(shè)定到高水平，例如8升/分鐘，并且設(shè)定卸載水平為高。如果不能獲得希望的流量，泵將以最大可能流量運(yùn)行。
b)休息時(shí)心率高并且在鍛煉時(shí)心率增加中等的在普通病房的年老的、稍微恢復(fù)的病人在休息時(shí)檢查心率并且設(shè)定心率(例如，90bpm)，并且確定能接受的鍛練時(shí)的心率(例如，110bpm，當(dāng)圍繞床步行時(shí))。臨床醫(yī)師設(shè)定在休息時(shí)的希望的流量(例如，4升/分鐘)，并且設(shè)定在鍛練時(shí)的希望的流量(例如，6升/分鐘)。泵將給出根據(jù)鍛練的流量，并且在抽吸危險(xiǎn)的情況下將流量減小到最大可能流量，例如，如果病人發(fā)生脫水時(shí)。
c)心率能變性正常的年輕的、完全恢復(fù)的能運(yùn)動(dòng)的病人臨床醫(yī)師設(shè)定休息時(shí)心率(例如，65bpm)，并且檢查能接受的鍛練時(shí)的心率，例如，腳踏車訓(xùn)練或樓梯步行(例如，130bpm)，休息時(shí)的流量設(shè)定為4升/分鐘，并且鍛練時(shí)的流量設(shè)定為7.5升/分鐘。此設(shè)定將為鍛練提供高活動(dòng)性。
d)正在斷開的意圖減小支持的病人例如，希望的流量設(shè)定為2升/分鐘，并且病人的心臟將提供其余的工作量。
如果希望的流量設(shè)定過高，不會發(fā)生重大的風(fēng)險(xiǎn)，因?yàn)楸脤⒖偸且宰畲罅髁窟\(yùn)行。如果希望的流量設(shè)定過低，發(fā)生與開環(huán)控制系統(tǒng)相同的風(fēng)險(xiǎn)支持可能不適合，但是仍然設(shè)定在最小安全速度，例如，7.5krpm。如果心率值設(shè)定得不適合，生理的響應(yīng)可以變得笨拙并且對于鍛練的響應(yīng)不夠優(yōu)化，但是不會使病人遭到危險(xiǎn)。
恒定速度模式特別適用于例如如果流量傳感器損壞，或適用于在流量樣式中具有極端的不規(guī)則性使得抽吸檢測困難的病人。其還適用于當(dāng)從心肺的旁路斷開時(shí)的候選人，并且適用于具有球囊泵或其它非典型的插管構(gòu)造的病人。恒定速度模式通常不適用于具有高度可變的動(dòng)脈壓的病人、具有高度可變的流量需求(例如，大的日夜改變，導(dǎo)致在夜晚抽吸和在白天期間灌注不足)的病人和會需要最大可能支持的病人。
流量控制模式特別適用于具有一定程度的恢復(fù)的心臟功能并且有限希望的體育運(yùn)動(dòng)的病人(對希望的流量根據(jù)心率設(shè)定參數(shù))，并且適用于正在從輔助裝置斷開的病人(希望的流量設(shè)定為低水平)。流量控制模式對于早期手術(shù)后保護(hù)右心臟(以避免容積過載)和希望穩(wěn)定的泵送條件(希望的流量設(shè)定為恒定的水平以獲得給定的心臟指數(shù))的情形中是有用的。另外，流量控制模式適用于需要最大支持(希望的流量設(shè)定為高水平，使得控制獲得“最大流量”可能)的病人，適用于具有高度可變的動(dòng)脈壓并且相當(dāng)不穩(wěn)定的補(bǔ)償機(jī)構(gòu)的病人，并且適用于晝夜節(jié)律改變(在恒定速度，其經(jīng)歷在夜晚期間抽吸并且在白天期間輔助過低)的病人。流量控制模式通常不適用于具有非常非典型的抽吸樣式的病人。
考慮數(shù)個(gè)因素來確定最大流速。例如，接下來的標(biāo)準(zhǔn)可以用于確定在避免抽吸的同時(shí)的最大流速峰到峰幅度對速度峰到峰幅度(脈動(dòng))應(yīng)在抽吸前降低到最小值，然而該最小值可能高度取決于插管位置和心室結(jié)構(gòu)。
速度增加對流量增加(dQ/dn)如果增加速度沒有關(guān)聯(lián)地增加流量(收益遞減)，可以假定沒有血液動(dòng)力學(xué)利益的壓力差異的增加。
功率增加對速度增加(dPower/dn)如果增加功率沒有充分地關(guān)聯(lián)到流量，這指示泵系統(tǒng)內(nèi)的液力損失增加(可能需要對功率歸一化，即(dPower/dn)/功率)。
如下文中披露地，從回歸曲線計(jì)算建議的速度改變和最大可能流量。如上所述，可以使用變化水平的卸載水平，假定卸載越大抽吸風(fēng)險(xiǎn)越大。
如果卸載水平設(shè)定為“低”a)確定希望的峰到峰幅度值將希望的峰到峰幅度設(shè)定為預(yù)先確定的值，例如2.5升/分鐘；如果dPower/dn＞臨界值，那么增加希望的峰到峰幅度到預(yù)先確定的值，例如0.5升/分鐘；如果dQ/dn＜臨界值，那么增加希望的峰到峰幅度到預(yù)先確定的值，例如0.5升/分鐘；b)對最后的抽吸的反應(yīng)或伴隨增加速度的峰到峰幅度的增加如果在最后兩分鐘內(nèi)發(fā)生抽吸，那么增加希望的峰到峰幅度到預(yù)先確定的值，例如0.5升/分鐘。(注意根據(jù)抽吸的必然性，抽吸事件附加地導(dǎo)致速度減小預(yù)先確定的時(shí)期預(yù)先確定的量)。
通過速度改變(10秒增加150RPM，10秒降低150RPM)確定峰到峰幅度對速度的側(cè)緣如果工作點(diǎn)在峰到峰幅度對速度圖表的上升的側(cè)緣內(nèi)，那么減小速度c)常規(guī)模式峰到峰幅度的控制如果工作點(diǎn)處于下降的側(cè)緣內(nèi)，并且最近沒有發(fā)生抽吸，那么通過比例積分(PI)控制器調(diào)節(jié)到希望的峰到峰幅度值如果卸載水平設(shè)定為“中”(與“低”相同的策略，但是具有修改的參數(shù))-初始化希望的峰到峰幅度值為1.5升/分鐘-在抽吸的情況下速度降低100-300rpm每事件每秒-在增加峰到峰幅度的情況下側(cè)緣速度改變50rpm/10秒如果卸載水平設(shè)定為“高”并且不能獲得希望的流量，通過對于平均流量的收益遞減的預(yù)先確定的值(dQ/dn)、通常為峰到峰幅度最小化的速度的峰到峰幅度的預(yù)先確定的值CIW、或通過泵功率對泵速度的預(yù)先確定的值dPower/dn，來最大化流量。
a)確定峰到峰幅度的臨界增加將CIW(即，峰到峰幅度的臨界增加)設(shè)定為給定的常數(shù)。這是對于峰到峰幅度的閾值。
如果dQ/dn低于dQ/dn的臨界水平，那么增加CIW如果dPower/dn高于dPower/dn的臨界水平，那么增加CIWb)對抽吸事件的反應(yīng)如果在最后(2)分鐘內(nèi)發(fā)生抽吸，那么降低CIW(注意根據(jù)抽吸的必然性，抽吸事件附加地導(dǎo)致速度減小預(yù)先確定的時(shí)期預(yù)先確定的量)。
c)查找邊界速度來以步進(jìn)的方式調(diào)節(jié)到CIW增加速度預(yù)先確定的量，計(jì)算dpeak-to-peak amplitude/dspeed；如果新的dpeak-to-peak amplitude/dspeed＜CIW，那么進(jìn)一步增加速度。
否則，即已經(jīng)達(dá)到臨界CIW)返回一步并且檢查之前的步驟，如果現(xiàn)在高于CIW如果仍然高于CIW，進(jìn)一步減小速度，否則，試圖再次增加速度。
在圖7-12中，示出了用于流量控制程序的六個(gè)流程圖。從這六個(gè)程序，程序1(圖7)作為中斷程序被每個(gè)抽吸事件調(diào)用。程序2(速度改變)(圖8)在限定的控制時(shí)間之后被程序3(圖9)調(diào)用。剩余的程序每10毫秒被調(diào)用。它們通過變量、標(biāo)記和定時(shí)器與彼此通信。因此，它們的計(jì)算順序沒有不同。根據(jù)選擇的靈敏度，不必要每次計(jì)算它們中的全部，但是在轉(zhuǎn)換時(shí)為了過渡的目的這可以是優(yōu)選的。
圖7所示的抽吸子程序被每個(gè)新出現(xiàn)的抽吸情況觸發(fā)。通過檢查定時(shí)器T1.1，程序自身注意不對同一個(gè)抽吸周期反應(yīng)多次。定時(shí)器T1.1在初始化程序中開始并且隨后通過每個(gè)接受的抽吸重置。如果上一次抽吸已經(jīng)發(fā)生在早于450毫秒之前，抽吸事件被接受。在抽吸事件之后，流量控制子程序(圖9)停留在減小的速度水平15秒，該時(shí)期也通過定時(shí)器T1.1控制。
定時(shí)器T3.1負(fù)責(zé)速度改變。抽吸事件停止最后的速度改變并且注意下一個(gè)速度改變不會過早地發(fā)生。
標(biāo)記M1.1負(fù)責(zé)通過保持積分器有效(如果控制是開環(huán)的話必要的跟隨函數(shù))使得當(dāng)前未使用的控制器適應(yīng)實(shí)際值。每個(gè)被接受的抽吸導(dǎo)致速度減小200rpm。
圖8A和8B所示的子程序速度改變在預(yù)先限定的時(shí)期之后被主子程序流量控制(圖9)調(diào)用以導(dǎo)致工作點(diǎn)附近的速度增加和隨后的速度降低。其增加速度150rpm持續(xù)13秒并且測量3秒的過渡時(shí)期之后的值，并且隨后降低300rpm(從初始值150rpm)。由于時(shí)限的原因，此步驟也可以作為單一降低進(jìn)行，使用控制時(shí)期的數(shù)據(jù)作為第二數(shù)據(jù)點(diǎn)。
定時(shí)器T2.1和T2.2分別負(fù)責(zé)3和13秒間隔。可能使用短于10秒的數(shù)據(jù)采集時(shí)期以縮短未調(diào)整的時(shí)間。
在以降低的速度水平采集數(shù)據(jù)之后，系統(tǒng)返回之前控制使用的速度。重置定時(shí)器T3.1、T2.1和T2.2。定時(shí)器T3.1負(fù)責(zé)速度改變程序的下一次調(diào)用，并且定時(shí)器T2.1和T2.2負(fù)責(zé)每次上和下速度改變。最后，根據(jù)選擇的卸載水平(低或中)如上所述計(jì)算希望的峰到峰幅度值。
圖9A和9B示出了主流量控制程序，其決定實(shí)際使用的控制模式(其可以根據(jù)三個(gè)抽吸敏感度水平，時(shí)時(shí)的速度改變，或在持續(xù)低流量的情況下永久地切換到恒定速度)。定時(shí)器T3.1確定執(zhí)行用于計(jì)算希望的峰到峰幅度值的速度改變的頻率(在一個(gè)實(shí)施中設(shè)定為1.5分鐘控制時(shí)間)。定時(shí)器T3.1在“高卸載”的情況下不是活性的，即，最小控制。定時(shí)器T1.1注意在抽吸事件之后恒定的減小的速度運(yùn)行15秒。
如果要求高卸載水平，那么不需要速度改變(通過定時(shí)器3.1觸發(fā))。M1.1在抽吸的情況下或在高卸載水平設(shè)定，隨后并且僅隨后要求跟隨峰到峰幅度和希望的速度控制器。在大于1分鐘的低流量的情況下，產(chǎn)生到恒定速度模式的切換。
圖10示出了用于作為傳統(tǒng)的比例積分控制器計(jì)算適應(yīng)希望的流量模式的速度的子程序。圖11示出了用于將實(shí)際的峰到峰幅度作為控制變量計(jì)算適應(yīng)峰到峰幅度控制的速度的子程序。圖10和11中示出的全部子程序4和5分別在抽吸事件之后去激活15秒和速度改變的時(shí)間。然而，在這些動(dòng)作期間，計(jì)算在后臺內(nèi)繼續(xù)并且積分器保持在跟隨模式以根據(jù)需要保證平滑的切換。
圖12示出了用于評價(jià)接受高抽吸風(fēng)險(xiǎn)的最小峰到峰幅度的子程序。定時(shí)器6.1用于計(jì)算峰到峰幅度和速度的平均值(在一個(gè)實(shí)施中設(shè)定為5秒)。在第一個(gè)入口將歷史平均值設(shè)定為等于實(shí)際值。確定dW/dn并且決定在接下來的步驟中增加還是降低速度。定時(shí)器T6.1被重置以進(jìn)行下一個(gè)平均值計(jì)算，并且測量的數(shù)據(jù)被移位以進(jìn)行下一次計(jì)算。設(shè)定標(biāo)記M1.1以顯示在此周期中峰到峰幅度和希望的流量的控制器不是活性的。
在示例性的實(shí)施中，為了關(guān)于最小化可能的抽吸優(yōu)化工作點(diǎn)并且優(yōu)化泵效率和血液保護(hù)，可以手動(dòng)地適應(yīng)(諸如通過設(shè)定中或低卸載進(jìn)行)和/或自動(dòng)適應(yīng)希望的P2P流量幅度(dP2PFA)。對于此自動(dòng)適應(yīng)，使用源自速度改變的數(shù)據(jù)。分別根據(jù)流量和輸入功率的百分比的增加和降低，決定增加還是降低dP2PFA。
圖13示出了對于這樣的增加或降低的特性曲線的典型的示例根據(jù)由于速度改變的流量改變和百分比功率改變，確定平面內(nèi)的工作點(diǎn)。
-如果在這樣的速度增加，流量增加小于某一量(例如在200rpm的速度增加小于0.05升/分鐘)或甚至降低，或者如果中度增加需要的功率相對高(在給定的示例中對于僅0.1升/分鐘的流量增加大于10％的功率增加，對于0.15升/分鐘15％功率增加以及線性地外推)，或者如果dP2PFA在該給定的速度增加小于-0.05升/分鐘，那么dP2PFA增加0.025升/分鐘，因?yàn)橄到y(tǒng)假定更高的dP2PFA將導(dǎo)致更少的功率損耗。
-如果在這樣的速度增加，流量增加大于某一量(例如在200rpm的速度增加大于0.1升/分鐘)，以及如果該增加需要的功率增加相對低(在給定的示例中對于0.1升/分鐘的流量增加小于10％的功率增加，對于0.15升/分鐘小于1 5％的功率增加以及線性地外推)，或者如果dP2PFA在此給定的速度增加小于-0.05升/分鐘，那么dP2PFA增加0.025升/分鐘，因?yàn)橄到y(tǒng)假定更高的dP2PFA將導(dǎo)致更少的功率損耗。
-如果在這樣的速度增加，流量在預(yù)期的范圍(例如在0.05到0.1升/分鐘之間)內(nèi)增加并且功率不過度地增加(例如小于5到10％)，那么dP2PFA應(yīng)該保持不改變。
在上面的描述中并且在圖13中給出典型數(shù)值的這些邊界可以設(shè)定為穩(wěn)定的或允許被臨床醫(yī)師修改。將這些邊界向左側(cè)位移，即更低的流量觸發(fā)器，將以更高的功率和更高的抽吸風(fēng)險(xiǎn)為代價(jià)導(dǎo)致更加積極的泵送。將邊界設(shè)定到更高的流量水平將導(dǎo)致甚至更加謹(jǐn)慎的泵設(shè)定、節(jié)約動(dòng)力并且降低抽吸風(fēng)險(xiǎn)，但是代價(jià)為支持的心臟的卸載更小。
在簡化的版本中，設(shè)定可以甚至改變?yōu)橐粋€(gè)單一區(qū)別線(參看圖14)。在此簡化的版本中-增加dP2PFA，如果在速度增加時(shí)流量和功率降低，或者在功率增加的同時(shí)流量僅輕微增加(例如在大于5％的功率增加小于0.05升/分鐘流量增加，或成比例)，或者如果dP2PFA降低低于-0.2升/分鐘的值；-降低dP2PFA，如果在速度增加時(shí)流量增加并且功率增加不超過對于0.05升/分鐘增加每5％。
此設(shè)定導(dǎo)致相當(dāng)積極的卸載策略，同樣以相當(dāng)大的泵功率升高為代價(jià)。
可以使用修改的參數(shù)。例如，代替功率改變的百分比定義，可以使用絕對數(shù)值的功率增加定義，并且相似地，代替經(jīng)由絕對數(shù)值的流量定義，可以使用百分比描述。
此外，代替邊界的線性定義，可以使用經(jīng)由非線性的函數(shù)(例如平方根函數(shù)或相似的函數(shù))的邊界定義。此外，代替截然不同的二進(jìn)制決定，可以使用平滑的過渡，其可以經(jīng)由函數(shù)或通過模糊邏輯設(shè)定限定。
上面披露的特別的實(shí)施例僅是說明性的，因?yàn)橥ㄟ^使用這里的教示的好處，本領(lǐng)域中的普通技術(shù)人員可以修改并且以不同但是等價(jià)的方式實(shí)行本發(fā)明。此外，不企圖限制這里示出的構(gòu)造或設(shè)計(jì)的細(xì)節(jié)，除了在下面的權(quán)利要求書中描述的。因此，顯然上面披露的特別的實(shí)施例可以被改變或修改，并且認(rèn)為全部這樣的變體屬于本發(fā)明的范圍和精神。因此，這里尋求的保護(hù)在下面的權(quán)利要求書中陳述。
權(quán)利要求
1.一種控制血液泵的方法，其包括響應(yīng)預(yù)先確定的系統(tǒng)參數(shù)計(jì)算并且維持希望的峰到峰流量幅度。
2.根據(jù)權(quán)利要求1所述的方法，其中，計(jì)算希望的峰到峰流量幅度包括暫時(shí)地改變泵速度。
3.根據(jù)權(quán)利要求2所述的方法，其中，暫時(shí)地改變泵速度包括暫時(shí)地增加泵速度。
4.根據(jù)權(quán)利要求2所述的方法，其中，暫時(shí)地改變泵速度包括暫時(shí)地降低泵速度。
5.根據(jù)權(quán)利要求2所述的方法，還包括監(jiān)測對應(yīng)暫時(shí)的泵速度的流速改變。
6.根據(jù)權(quán)利要求2所述的方法，還包括監(jiān)測對應(yīng)暫時(shí)的泵速度的功率改變。
7.根據(jù)權(quán)利要求3所述的方法，還包括如果響應(yīng)增加的泵速度流量增加小于預(yù)先確定的量，則增加希望的峰到峰流量幅度。
8.根據(jù)權(quán)利要求3所述的方法，還包括如果響應(yīng)增加的泵速度功率增加大于預(yù)先確定的量，則增加希望的峰到峰流量幅度。
9.根據(jù)權(quán)利要求3所述的方法，還包括如果響應(yīng)增加的泵速度流量增加大于預(yù)先確定的量以及功率增加小于預(yù)先確定的量，則增加希望的峰到峰流量幅度。
10.根據(jù)權(quán)利要求3所述的方法，還包括如果響應(yīng)增加的泵速度流量增加并且功率不增加大于預(yù)先確定的量，則降低希望的峰到峰流量幅度。
11.一種血液泵系統(tǒng)，其包括泵；和聯(lián)接到泵的控制器，控制器操作泵以獲得希望的峰到峰流量幅度，其中，控制器響應(yīng)泵速度的暫時(shí)的改變基于系統(tǒng)參數(shù)改變確定希望的峰到峰流量幅度。
12.根據(jù)權(quán)利要求11所述的系統(tǒng)，其中，泵速度的暫時(shí)的改變包括增加泵速度。
13.根據(jù)權(quán)利要求11所述的系統(tǒng)，其中，泵速度的暫時(shí)的改變包括降低泵速度。
14.根據(jù)權(quán)利要求11所述的系統(tǒng)，其中，控制器監(jiān)測對應(yīng)泵速度的暫時(shí)的改變的流速改變。
15.根據(jù)權(quán)利要求11所述的系統(tǒng)，其中，控制器監(jiān)測對應(yīng)泵速度的暫時(shí)的改變的功率改變。
16.根據(jù)權(quán)利要求12所述的系統(tǒng)，其中，如果響應(yīng)增加的泵速度流量增加小于預(yù)先確定的量，則控制器增加希望的峰到峰流量幅度。
17.根據(jù)權(quán)利要求12所述的系統(tǒng)，其中，如果響應(yīng)增加的泵速度功率增加大于預(yù)先確定的量，則控制器增加希望的峰到峰流量幅度。
18.根據(jù)權(quán)利要求12所述的系統(tǒng)，其中，如果響應(yīng)增加的泵速度流量增加大于預(yù)先確定的量以及功率增加小于預(yù)先確定的量，則控制器增加希望的峰到峰流量幅度。
19.根據(jù)權(quán)利要求12所述的系統(tǒng)，其中，如果響應(yīng)增加的泵速度流量增加以及功率不增加大于預(yù)先確定的量，則控制器降低希望的峰到峰流量幅度。
全文摘要
用于控制諸如VAD系統(tǒng)的血液泵系統(tǒng)的生理的控制系統(tǒng)和方法。該泵系統(tǒng)包括，例如，血液泵和用于控制泵的控制器。系統(tǒng)還可以包括流量測量裝置。確定希望的峰到峰流量幅度，并且隨后響應(yīng)不同的系統(tǒng)參數(shù)手動(dòng)地或通過系統(tǒng)自動(dòng)地調(diào)節(jié)。
文檔編號A61M1/10GK101048186SQ200580037360
公開日2007年10月3日 申請日期2005年9月7日 優(yōu)先權(quán)日2004年9月7日
發(fā)明者H·施馬, M·福爾克倫, G·莫爾洛, R·本科夫斯基 申請人:心血管微創(chuàng)醫(yī)療公司