专利名称：旋转泵和控制旋转泵的方法
旋转泵和控制旋转泵的方法本发明涉及旋转泵和控制旋转泵的方法。尽管旋转泵生理学控制领域中的研究追溯至上世纪90年代早期，但是用作左心 室辅助装置(LVAD)的旋转血液泵(RBP)起初以恒等的旋转速度进行操作，该旋转速度根 据患者的需要单独调整。早期的临床经验明确地表明心室塌陷和过度抽吸(excessive suction)是与这种泵的操作有关的严重危险。上述旋转血液泵被植入人体。血泵的入口一般可连接于人的左心室，而泵的出口 可在主动脉瓣(AoV)的下游连接于主动脉。通常需要用作LVAD的RBP产生最大的可能流速。这可能在术后早期或当严重受 损的末端器官功能需要最优灌注(perfusion)时会实现。已知若干试图通过使泵工作在LV 的塌陷点附近来满足这一需求的方法，在此处，流速尽可能高。另一方面，已知LV的过度去 负荷(unload)可能因隔膜位移而损害右心室的功能。此外，假设LV的自然流通通道的改 变结合因完全的去负荷而导致的极度减小的LV壁移动引起LV心腔内部的再循环和阻塞。 目前，尽管仅有在LV中形成血栓的轶事式的证据，但是可以认为心房纤维颤动是其中血栓 栓塞并发症为常见问题的相似状况。另外，完全的去负荷对心脏在辅助下可能进行恢复且 可能脱离呼吸器的患者而言是禁忌的。这些事实有力地表明这样可能更好，即不使RBP — 直工作在最大流速，而且也工作在去负荷仅是部分的、LV容积和LV壁的移动不是最小的并 处于LV心腔的最优可获得洗脱(washout)以及主动脉瓣至少间断打开的点。本发明的目的是提供一种旋转血泵和控制方法，该控制方法在所有可想象到的生 理学状况下找到并调整最优工作点而无需医师的关注。工作点可以相对于上述治疗目的是 最优的并可分为两种情况完全辅助(FA)-AoV关闭但具有充分的安全边界以避免抽吸的 最大支持；以及部分辅助(PA)-在AoV打开与AoV永久关闭之间的过渡区域的适度支持，并 具有近乎于生理学特性的LV容积、更好的LV洗脱和适度的LV负荷。通过独立的主权利要求实现该目的。主权利要求涉及一种旋转泵，尤其是这样的一种旋转血泵，其能够以旋转速度(η) 运转并具有用于直接或间接测量压力差或经过所述泵的流速的系统，其中，控制系统被设 计为计算压力差或流速的搏动指数(PI)，并且估计PI相对于旋转速度的梯度(GPI = dPI/ dn)并将所述dPI/dn调节至预先限定的设定点或将泵调节为使得所述GPI为最小。另一主要权利要求涉及一种控制选钻旋转血泵的方法，其特征在于，直接或间接 测量压力差或经过所述泵的流速，计算压力差或流速的搏动指数(PI)，并且估计PI相对于 旋转速度(η)的梯度GPI并将所述dPI/dn调节至预先限定的设定点或将所述泵调节为使 得所述GPI为最小。这种泵可用于不同的技术领域。可建议将这种旋转血液病植入人体或动物体中， 其中，旋转泵的入口与心脏的左心室连接，泵的出口在主动脉瓣的下游与主动脉连接。还可 以想到将泵作为右心室辅助装置(RVAD)进行移植，其中泵的入口连接于右心室，而出口在 肺动脉瓣的下游连接于肺动脉。为了简化，以下仅描述LVAD的情况，但这样并不会将本发 明限制于LVAD。
提出了用于是旋转血液泵满足不同的用户可选控制目标的控制策略具有最大可 行的流速的最大支持相对具有最大心室洗脱和主动脉瓣的受控打开的适中支持。从压力差 计算搏动指数(PI)，其可从通过泵的磁性轴承测量的轴向推力或其他装置推导出。或者， 经过泵的流速可用作计算PI的基础。可经由在线系统的辨识来估计PI相对于泵速的梯度 (GPI)。串级控制器的外部回路将GPI调节至满足所选择的控制目标的参考值。内部回路 将PI控制到由外部回路所设定的参考值。可基于GPI估计值检测到负面的泵状态如抽吸 和回流，并由控制器对其进行校正。可将经辅助的循环的集总参数计算机模型用于模拟心 室收缩、肺动脉压力和主动脉压力的变化。可通过在两种控制模式之间的过渡来表明外部 控制回路的性能。可通过静脉回流的阶梯式减小来测试内部回路的快速响应。对于最大的 支持，可以在不引起心室塌陷的情况下保持低的PI。对于最大的洗脱，泵可以以高的PI工 作在打开的主动脉瓣与永久关闭的主动脉瓣之间的过渡区域中。GPI和PI的串级控制能够 满足不同的控制目标。本发明的其他方面由从属专利权利要求来要求保护。从通过在线参数估计方法识别的系统动力学特性中得到梯度GPI。可将GPI的设定点被选择为使得泵在打开的与关闭的主动脉瓣之间的过渡区域 中工作，该状态处于部分辅助与完全辅助之间的过渡点。具有内部和外部回路的串级控制器可将GPI设定至设定点。外部回路可包括反馈 控制回路，所述反馈控制回路将GPI保持于其设定点，并且反馈控制回路的输出为用于PI 的参考值。内部反馈控制回路可通过计算用于旋转速度的参考值将实际的PI保持为接近用 于旋转速度的参考值。可将旋转速度从工作点暂时减小固定值，以允许主动脉瓣(或肺脉瓣分别)在心 脏收缩时打开。可通过具有内部和外部回路的控制器保持GPI的最小值。外部回路可包括反馈控制回路，反馈控制回路将GPI保持于其最小值，并且反馈 控制回路的输出为用于PI的参考值。控制器的内部反馈控制回路通过计算用于旋转速度的参考值将实际的PI保持为 接近所述用于旋转速度的参考值。内部反馈控制回路的参数可适应于所估计的系统动力学特性。以下对本发明的实施方式进行描述
图1是集总参数仿真模型，P·，肺静脉压力；Lren，Rvm，肺静脉惯性和阻力；Eaa，Eap 主动和被动的左心房弹性；Lmit，Rmit，二尖瓣的惯性和阻力；Dmit，二尖瓣；Eva，Evp，主动和被 动的左心室弹性；RV，左心室粘滞性元件；Evs，左心室系列弹性；Da。，主动脉瓣；Ra。，主动脉瓣 阻力；Z。，La, Esys，Rsys，具有主动脉的特征阻抗、惯性、弹性和系统性阻力的4元件弹性贮器 (windkessel)模型；Δ p，辅助泵所产生的压力差；Lk，Rk, Ek，插管的惯性、阻力和弹性。图2示出了模拟压力波形，其对于主动脉压力AoP = 85mmHg,收缩能力Emax =ImmHg/ml，肺静脉压力Pven = 8mmHg且泵速ω = 7500rpm。LVP，左心室压力；LAP，左心房压 力；ΑοΡ，主动脉压力；Δρ整个辅助泵上的压力差；AoF，主动脉流；PF，泵流。图3示出了对于不同的肺静脉压力Pvm，搏动指数PI与其梯度GPI对于泵速ω的依赖关系。图4示出了对于不同的收缩能力水平Emax，搏动指数PI与其梯度GPI对于泵速ω 的依赖关系。图5示出了对于不同的平均动脉压力ΑοΡ，搏动指数PI与其梯度GPI对于泵速ω 的依赖关系。图6是示意性控制回路，ω，泵速；Δ ρ，压力差；PI，搏动指数；ΡΓ，参考PI ；GPI,PI 相对于ω的梯度；DRBS，离散随机二进制信号；ωΕ，从属正弦信号。
图7是GPI控制的方块图(外部控制回路)。左侧对于模式FA的极值搜索控制； 右侧带有梯度信息的参考跟踪控制。HP 高通；f，积分器；ωΕ，从属正弦信号；设备，具有 左心脏和相邻的脉管系统的泵。图8示出了用于PI调节的内部控制回路。图9示出了从模式FA到模式PA的过渡。图10示出了从模式PA到模式FA的过渡。图11示出了两种工作模式的压力波形。左侧模式FA ；右侧模式ΡΑ。图12对Pven的台阶式减小的暂态响应。图13是旋转血泵。图14是连接于人的心脏的旋转血液泵。开发出集总参数计算机仿真模型来设计和测试控制算法(图1)。该模型包括肺静 脉脉管系统、左心房(LA)、LV、主动脉和辅助泵。惯性Lvm和粘滞性元件Rvm所表示的肺静 脉由肺静脉压力Pren供应。通过包含主动时变弹性Eva(t)、依赖压力的粘滞性元件Rv和系 列弹性Evs的E (t)-R模型对LV进行建模。被动充注压力与充注体积Qv之间的指数关系由 被动弹性Evp(Qv)表示。通过使用根据线性被动压力-容积关系的具有主动弹性Eaa(t)和恒 定被动弹性Eap的更简单的E (t)模型对LA进行建模。打开的二尖瓣由惯性Lmit和粘滞性项 Rmit模拟，而打开的主动脉瓣仅具有粘滞性项Ra。。两种瓣在关闭时均由无限阻力模拟。主 动脉由包括最接近主动脉的特征阻抗Z。和惯性La、弹性Esys和系统性阻力Rsys的4-元件弹 性贮器(windkessel)模型表示。将INCOR轴流式血泵(德国柏林的Berlin Heart GmbH)
用作辅助泵模型。泵的特征Δρ =汽如》由具有压力差Δ ρ、泵流速C^p和泵速ω多重回 归模型模拟。INCOR系统的插管由惯性项Lk、粘滞性项Rk和弹性项Ek表示。整个网络可由 以下的一组具有状态向量的9个非线性第一阶微分方程描述龙=袖酬P19, Qmil Ρψ Pn Qp Pm Ql ,事 f, 11)其中，Oven是肺静脉流，Pap是被动LA压力，Omit是二尖瓣流，Pvp是被动LV压力，Pvs 是加压的LV压力，是泵流速，Pa。是最接近的主动脉压力，是最接近的主动脉流，而Psys
是系统动脉压力。控制向量是U= [Pven Eaa Eva ω]τ. (2)由于可以监控所有的状态，因此为了进行仿真不应限定任何输出向量。弹性函数Eaa(t)和Eva(t)类似于主动脉函数和心室致动函数。可以用max (En (tN)) =1对于tN = 1，对这些函数关于时间和幅值进行归一化。经归一化的函数由以下混合预 先函数模拟
<formula>formula see original document page 7</formula>在tend = 1. 75的情况下，对于加压收缩可以获得50到80ms之间的弛豫时间。通过设定Rv =①对于LVP < ImmHg,实现因负的左心室压力(LVP)而产生的输入 插管的阻塞。小的滞后重新产生在患者中所观察到的特征抽吸限制循环。借助Matlab/Simulink(美国马萨诸塞州内蒂克语的TheMathWorks)建立模型。已 根据文献数据设定了所有的生理学参数，并且已经通过文献数据验证了压力和流波形。将 压力差波形与来自INCOR患者数据库的患者数据进行了对比。图2示出了用于经辅助的患 病左心室仿真的压力和流波形。注意，输入ω为可在临床使用中直接获得的控制向量u的4个元素中唯一元素， 而ρνεη，Eaa和Eva是未知的。输出向量仅包含可测量的变量泵流和压力差
<formula>formula see original document page 7</formula>⑷如果在某一工作点对系统进行线性化，那么这不是完全可观测的，因为状态矩阵A 的大多数元素和控制信号数值的大部分是未知的。所提出的控制策略基于调节LV的充注 压力，或相应地调节充注体积Qv，由于非线性，充注体积Qv由对于给定收缩能力Emax和加载 后AoP的压力差信号的PI所反映。通过对经高通滤波(HP)的Δ ρ信号的幅值(abs)进行 低通滤波(LP)将PI从压力差信号(由泵的磁性轴承提供)中滤出PI = LP {abs [HP ( Δ ρ) ]}. (5)图3的顶部示出了对于不同的充注压力，PI对ω的依赖。对于ω < ωρΑ，由于 AoP在每次心脏收缩时打开，因此PI在高水平上保持基本恒定。对于ωρΑ< ω < cos，AoV 保持永久关闭并且PI随增加的ω减小。当到达最小值时，因小的LV心脏舒张结束容积以 及小的LV心脏舒张结束压力而开始抽吸。对于ω > cos，PI再次增加，这是由压力差的正 抽吸尖峰所引起的。可以看出，较高的充注压力使PI曲线向较高的ω数值移动。独立于 Ρ·，可以分配最优工作点对于PA模式，这是ωΡΑ，而对于FA模式，选取标记为ωρΑ的PI 的最大负坡度。在ωρΑ，获得具有相对于抽吸的充分安全边界的高的泵流。为了确定这些 工作点，对PI相对于ω的梯度(GPI= δ PI/δ ω)进行离线计算(图3的底部)。如果 将工作点ωρΑ转移至GPI，那么可以看出，无论ρνεη如何，这些点全部处于GPI的小的负值。 点《FA处于GPI的最小值。该关系对于不同水平的收缩能力(图4)和后负荷(图5)也为 真。控制任务包括在线确定和跟踪这些工作点。设计出了串级控制回路(图6)。外部回路根据所选取的工作模式调节GPI。参 数估计算法通过使用设备(Plant)输入ω’和对象输出PI的当前和过往数值计算目前的 GPI，其中ω’是由小幅值的从属离散随机二进制信号(DRBS)所叠加的参考泵速ω。假设 该过程在目前的工作点附近是线性的并且是时变的。由以下给出具有m阶和d延迟的ARX 过程模型的线性时不变离散时间差公式y(k)+aiy(k-l)+...+amy(k-m)=
Io1U (k-d)+..·+bmii (k-d-m)+e (k) (6)其中，输入u= ω，输出y = PI，并且必须假设公式误差e为白噪声。递归最小方 差(RLS)法在线估计系统参数ai. . . am和b” . . bm。可将GPI计算为对象增益<formula>formula see original document page 8</formula>系统参数可随时间缓慢或快速变化。可借助具有充分低的参数变化的恒定遗忘因 子法来跟踪缓慢时变参数。这对于静脉血回流、后负荷或收缩而言可能是事实。但是，快速 变化或跳跃系统需要特殊的算法以允许在不牺牲估计平滑性的情况下进行快速跟踪。在身 体姿态改变过程中并且当紧张或咳嗽时会发生静脉血回流的突然改变。使用由估计误差的 验后变量控制的时变遗忘因子法。采用极值搜索控制(ESC)对GPI进行控制(图7)。ESC使目标函数GPI = f( ) 最小化。由于对于GPI<0，GPI(co)是凸函数(参见图3的底部)，因此可以找到最小值。 ESC取决于设备输入信号ω的辅助激励。但是，如图6所示的串级控制器允许不由梯度控制 器对ω进行任何直接控制。相反，必须使用参考值ΡΓ来施加所需的激励信号。由于对于 GPi<0,PI = f( )是单调下降函数，因此GPI = f(PI)也是凸函数。激励信号是具有小 频率和幅值的正弦波。该信号还用于解调经高通滤波的设备输出以提取梯度信息，该梯度 信息接着被馈送到积分器中。积分器的输出到达ΡΓ值，因此GPI处于最小值(即，SGPI/ δ PI = 0)。在PA模式中，GPI的目前估计由积分控制器保持于恒定的负参考值(例 如，-3mmHg · min)。ESC仅用于提取梯度信息，以检测函数GPI = f (ω)的下降坡(对应于 的GPI = f(PI)的上升坡)。如果检测到不正确的坡，那么暂时将模式转换至FA，直到找到 极值。随着ΡΓ的进一步增加(ω减小)，模式切换回PA模式。可以基于非负的GPI估计检测到负面的泵压状态，如抽吸和回流，并通过控制器 对其进行校正。梯度控制器的输出ΡΓ是用于内部控制回路的参考信号(图8)。通过使用 内部模型控制(IMC)方案对预测控制器进行设计。(6)中的设备可被写为A(Q^yU) = q_dB (Cf1)Iia) (8)其中多项式Ai1) = ^叫 …+ 尸，并且^^1) = bi;1+-+bfflq-m0可从公式(8)
推导出传递函数
<formula>formula see original document page 8</formula>
闭环极点P包含对象A的极点和从属极点Ptl Pi1) =Ai1) P。(q—1)· (10)多项式T用于设计跟踪动力特征。正确地调节多项式T和Ptl以为改变对象增益 (即，改变GPI)产生强健的稳定性和性能。在对于生理参数的各种组合的仿真中，对整个控制回路的特性进行了测试。除非另外说明，将典型的参数组用作所有以下仿真的标准Emax = ImmHg/ml, AoP = 85mmHg, pven =4mmHg,以及心率=90bpmo对于两种工作模式进行仿真。图9示出了从模式FA向PA的过渡，以表明用于GPI控制的外部控制回路的性能。GPI在500s内从-IlmmHg ·π η改变至所希望的_3mmHg ·π η。 在相同的时间内，PI从12mmHg上升至22mmHg，ω从7700rpm减小至6400rpm，并且PF从 5. 01/min减小至3. 51/min。注意，患者中PF的减小可迫使Pve升高，从而导致以较高的左 心室容积(LVV)和较高的LAP为代价而恢复PF。但是在仿真中，已使Pven保持恒定。图10 示出了过渡回FA。GPI、PI、co和PF回复至其初始值。该过渡需要约1000s。在两种工作模 式下，梯度控制回路是稳定的。由用于ESC的正弦激励引起ΡΙ、ω和PF的振荡。在FA模 式中，PF的水平足够高以使LVV保持在LVP良好地处于主动脉压力以下的范围中(图11， 左侧)。在PA模式中，LVP短暂地到达AoP的、允许AoP打开的水平(图11，右侧)。峰值 LVP因正弦激励而周期性振荡。通过pven从6mmHg到4mmHg的阶梯式下降来模拟内部控制回路对静脉血回流突然 改变的响应(图12)。FA模式是更苛刻的测试情况，因为对抽吸点的安全边界比在PA模式 下小。Δρ信号的脉冲幅值在两次心跳中下降至O。在ω快速减小之前出现一个抽吸尖峰， 并能够避免其他抽吸尖峰。PI在IOs内恢复并增加至初始值之上。另一 15s后(图12未 示出)，PI返回初始值。泵速从9660rpm减小至7375rpm。在PA模式(未示出)，在pven的 阶梯下降中，未出现任何抽吸尖峰。RBP的基于预加载的控制是用于临床可获得泵以及用于检测装置的最常见控制方 法。假设LV表现出一定的剩余收缩能力，则预加载反映在PF、Δρ或电机电流信号的搏动 中。基于保持预定的PI参考水平的方法表现出缺乏对改变的生理学变量如收缩或后负荷 的适应性，这是因为PI的水平受到这些变量的影响。因此，对于PI的经调整的参考值仅对 于一个具体的参数组是最优的。例如，如果收缩能力增加，那么PI也必会增加。存在若干 解决该问题的方法。可以提出对泵速的控制以验证某些特征如ΡΙ、泵流和功率消耗是否如 所希望那样的表现。由于速度改变，PI的参考值在存在抽吸的巨大风险时增加，或者在其 他情况下减小。我们所提出的控制方法也基于应用速度变化以评估系统的响应。我们持续 地获得了 GPI的估计值，GPI的估计值可用于通过以合适的方式简单地控制GPI来实现不 同的控制目的。若干所提出的控制方法旨在在流速为最大的点适应性地操作泵。可以增加泵速， 直到检测到抽吸点并接着减小泵速。同一团体已对该方法进行了进一步的检测。已经提出 一种基于ESC的方法以在心脏舒张期间使平均PF或PF最大化。因而，泵在LV的塌陷点附 近工作。为了将安全边界增加到抽吸点，已经提出了作为ESC的特殊情况的坡搜索控制，以 使泵以略微更高程度的LVV工作。类似地，可以尝试将固有量而非其固有量上的压力搏动 自身用作控制变量，而不是这两个参数的商。该指数在引起抽吸时增加并因此可以在由LV 收缩和抽吸所引起的搏动之间区分开。所有这些方法的共同之处在于，泵在抽吸开始附近 工作。甚至可以承受偶尔出现的抽吸。但是，我们的意见是必须在所有情况下避免抽吸。与 上述策略不同，我们建议使泵在FA模式下并以心室塌陷因对抽吸的更大安全边界而不易 出现的速度工作。没有必要测试抽吸的开始，因此可以避免抽吸。与高流动工作点相反，利用我们的PA模式，我们还建议一种方法，该方法可使泵在这样的点工作，即，去负荷的程度并非最大、LV充注更具有生理学特性且心室洗脱因更好 的LV壁移动而是最优。我们将该点限定为处于主动脉瓣打开的点与主动脉瓣永久关闭的 那一点之间的过渡区域中。通常，医师借助超声波心动描记法引导或通过解读压力差波形 人工地选取该工作点。假设LV的剩余收缩能力足够高以实现低泵速下经过AoV的喷射， 则可以通过使用PI相对于泵速的梯度信息(GPI)相当精确地检测该区域。但是，当泵在一 个特定速度下工作时，GPI并不容易获得。可以借助基于在某一时间间隔对输入-输出数 据的观测参数估计方法对GPI进行估计。对于系统的适当激励，已向输入添加了从属信号 (DRBS)。并不希望患者观察到所得到的速度改变。我们将ESC应用于控制GPI。ESC还需 要具有比DRBS低得多的频率和更高的幅值的从属信号。所得到的低频振荡可能是这种方 法的缺点，但是具有一种正面的副作用，即，在PA模式，AoV在低速阶段期间打开并在高速 阶段期间处于关闭。ESC的相当长的响应时间基于回归估计时间。梯度控制回路确定用于 PI控制的正确参考信号。该参考点需要根据改变的生理学参数进行修改。Emax的改变需要 参考点的最大校正(见图4)以及之后AoP的改变(见图5)。由于不希望收缩突然发生改 变，因此相信控制器的适应速率是足够的。由系统脉管阻力(SVR)的改变引起的AoP的改 变通常是斜坡式的改变。例如，如果AoP在PA模式下对于ΡΓ跟着减小而减小过快，那么 泵速会暂时减小，直到控制器通过减小ΡΓ而做出响应。希望Pren具有最快的改变。但是， PI*对于变化的ρνεη可保持几乎恒定(见图3)。替代地，ρ·中的突然改变由内部控制回路控制。作为极点代替策略的特殊情况， 所采用的IMC方案是简单的控制结构，其具有这样的优点，即对闭环极点进行容易的设计 以获得快速调整的动力学特性，而无过调节。如果闭环动力学特性并不比开环动力学特性 快，那么IMC方案固有地提供方便的方式以在具有输入约束(泵的速度限制)的情况下确 保可预测的特性。对输出干扰的响应足够快以避免LV的塌陷。在FA模式，当静脉回流突 然减小时，仅出现一个抽吸尖峰。根据INCOR患者数据库，从未在任何患者中观测到这种快 速的响应。一般地，脉冲幅值不会在快于5个连续心跳内下落至O。因此，可以认为所模拟 的2个心跳内的减小是最恶劣的情况。无论对于参考还是对于GPI的不同值的输出台阶式 响应，几乎从未观测到任何过调节。在心率失常过程中，必须牺牲IMC的快速动力学特性以 获得缓慢的响应。尽管由于使用时间平均算法而非模式识别方法而可以预期针对心率失常 的良好的鲁棒性，但是仍必须进行具有各种形式心率失常的测试。医师可以在完全辅助与部分辅助之间进行选择。减少到仅两个不同的选项看似严 苛，但是目的是使医师摆脱对于许多不了解的参数做决定。为了更深入地理解本发明的旋转泵，图13示出了旋转泵的示意图。图14示出了连接于人的心脏的这种泵。
权利要求
旋转泵，能够以旋转速度(n)运转并具有用于直接或间接测量压力差或经过所述泵的流速的系统，其中，控制系统被设计为计算所述压力差或流速的搏动指数(PI)，并且估计PI相对于所述旋转速度的梯度(dPI/dn)并将所述dPI/dn调节至预先限定的设定点或将所述泵调节为使得所述dPI/dn为最小。
2.根据权利要求1所述的泵，其中，从通过在线参数估计方法识别的系统动力学特性 中得到所述梯度dPI/dn。
3.根据权利要求1所述的泵，其中，dPI/dn的所述设定点被选择为使得所述泵在打开 的与关闭的主动脉瓣之间的过渡区域中工作，该区域处于部分辅助与完全辅助之间的过渡 点ο
4.根据权利要求1所述的泵，其中，通过具有内部和外部回路的串级控制器将所述 dPI/dn调节至所述设定点。
5.根据权利要求4所述的泵，其中，所述外部回路包括反馈控制回路，所述反馈控制回 路将所述dPI/dn保持于其设定点，并且所述反馈控制回路的输出为用于所述PI的参考值。
6.根据权利要求4和5所述的泵，其中，内部反馈控制回路通过计算用于所述旋转速度 的参考值将实际的PI保持为接近所述用于PI的参考值。
7.根据权利要求1和3所述的泵，其中，所述旋转速度从工作点暂时减小固定值，以允 许所述主动脉瓣(或肺脉瓣分别)在心脏收缩时打开。
8.根据权利要求1所述的泵，其中，通过具有内部和外部回路的控制器保持dPI/dn的 最小值。
9.根据权利要求8所述的泵，其中，所述外部回路包括反馈控制回路，所述反馈控制回 路将dPI/dn保持于其最小值，并且所述反馈控制回路的输出为用于所述PI的参考值。
10.根据权利要求8和9所述的泵，其中，所述控制器的内部反馈控制回路通过计算用 于所述旋转速度的参考值将实际的PI保持为接近用于所述PI的所述参考值。
11.根据权利要求1所述的泵，其中，所述内部反馈控制回路的参数适应于所估计的系 统动力学特性。
12.控制旋转血泵的方法，其特征在于，直接或间接测量压力差或经过所述泵的流速， 计算所述压力差或流速的搏动指数(PI)，并且估计PI相对于所述旋转速度(η)的梯度 dPI/dn并将所述dPI/dn调节至预先限定的设定点或将所述泵调节为使得所述dPI/dn为最 小。
13.根据权利要求12所述的方法，其中，从通过在线参数估计方法识别的系统动力学 特性中得到所述梯度dPI/dn
14.根据权利要求12所述的方法，其中，dPI/dn的所述设定点被选择为使得所述泵在 打开的与关闭的主动脉瓣之间的过渡区域中工作，该区域处于部分辅助与完全辅助之间的 过渡点。
15.根据权利要求12所述的方法，其中，通过具有内部和外部回路的串级控制器将所 述dPI/dn调节至所述设定点。
16.根据权利要求15所述的方法，其中，所述外部回路包括反馈控制回路，所述反馈控 制回路将所述dPI/dn保持于其设定点，并且所述反馈控制回路的输出为用于所述PI的参考值。
17.根据权利要求15和16所述的方法，其中，内部反馈控制回路通过计算用于所述旋 转速度的参考值将实际的PI保持为接近所述用于PI的参考值。
18.根据权利要求12和14所述的方法，其中，所述旋转速度从工作点暂时减小固定值， 以允许所述主动脉瓣(或肺脉瓣分别)在心脏收缩时打开。
19.根据权利要求18所述的方法，其中，通过串级控制器保持dPI/dn的最小值。
20.根据权利要求19所述的方法，其中，所述外部回路包括反馈控制回路，所述反馈控 制回路将所述dPI/dn保持于其最小值，并且所述反馈控制回路的输出为用于所述PI的参 考值。
21.根据权利要求19和20所述的方法，其中，内部反馈控制回路通过计算用于所述旋 转速度的参考值将实际的PI保持为接近用于所述PI的所述参考值。
22.根据权利要求1至12所述的方法，其中，所述内部反馈控制回路的参数适应于所估 计的系统动力学特性。
全文摘要
本发明涉及旋转泵，该旋转泵能够以旋转速度(n)运转并具有用于直接或间接测量压力差或经过泵的流速的系统，其中，控制系统被设计为计算所述压力差或流速的搏动指数(PI)，并且估计PI相对于所述旋转速度的梯度(dPI/dn)并将dPI/dn调节至预先限定的设定点或将泵调节为使得dPI/dn为最小。
文档编号A61M1/12GK101815547SQ200880101818
公开日2010年8月25日 申请日期2008年8月1日 优先权日2007年8月3日
发明者安德里亚斯·阿尔恩特, 库尔特·格赖兴, 彼得·纳瑟尔 申请人:柏林心脏有限公司