用于控制血泵的方法和系统与流程

本发明根据35USC§119(e)要求于2014年4月15日提交的美国临时专利申请号61/979,840的权益。其全部公开内容出于所有目的通过引用将其全部内容结合在此。

发明领域

本说明书涉及产生人工脉搏，更具体地涉及用于省电和关闭搏动的方法和系统。

发明背景

本发明总体上涉及机械循环支持系统，并且更具体地涉及用于可植入血泵的电源管理系统和方法。

被称作VAD的心室辅助装置是在患者的心脏不能提供足够的循环(通常是指心力衰竭或充血性心力衰竭)时用于短期(即数天、数月)和长期应用(即数年或终身)两者的可植入血泵。根据美国心脏协会的报告，五百多万美国人患有心力衰竭，每年诊断出大约670,000例新发病例。患有心力衰竭的人经常有呼吸短促和疲劳。常年患有动脉阻塞或高血压可使心脏过于衰弱而不能向身体泵出足够的血液。随着症状的恶化，发展为晚期心力衰竭。

患有心力衰竭(也被称为充血性心力衰竭)的患者可在等待心脏移植时使用VAD或用作长期目的疗法。在另一个示例中，患者可在从心脏手术中恢复时使用VAD。因此，VAD可以补充衰弱的心脏(即部分支持)或有效代替天然心脏的功能。可将VAD植入患者的身体并由患者身体外的电源来供电。

虽然补充和/或代替心脏功能已经取得了许多进步，可能还是需要进一步的改进以在通过便携式电源供电时提高VAD运行的持续时间。

发明概述

本发明提供了可有利地在低电力状况下维持VAD运行的改进的系统、方法和装置。提高低电力过程中的VAD运行的持续时间具有很多优点，如患者安全性，如在此讨论的。例如，标识用于节电的模式并从第一运行模式(例如脉动性模式)转换为第二运行模式(例如稳定状态)以节约电力储备，使得所述VAD可继续不间断地运行更长的持续时间，而同时所述患者安全地确保替代电源或对现有电源进行再充电。再进一步地，本发明发现了应用两个外部电源并可完全植入的经皮能量传递系统。

在一个总体方面中，可以运行连续流动血泵以提供脉动性(pulsatile)血流。所述泵的电机转速可被调整为包括一系列的两个或更多个速度级别的重复循环。泵的运行可以产生模仿自然生理性搏动的压力变化率的压力变化。

在另一个总体方面中，以脉动方式泵送血液包括：使血泵以第一速度运行第一时间段，将所述血泵的速度从第一速度降至第二速度，使所述血泵以第二速度运行第二时间段，将所述血泵的速度从第二速度降至第三速度，使所述血泵以第三速度运行第三时间段，并且将所述血泵的速度从第三速度升至第一速度。

实现方式可以包括以下特征中的一个或多个。例如，将所述血泵的速度从第三速度升至第一速度包括：将所述血泵的速度从第三速度升至第四速度，使所述血泵以第四速度运行第四时间段，并且将所述血泵的速度从第四速度升至第一速度。第二时间段比所述第一时间段和所述第三时间段的总和更长。使所述血泵以第一速度运行，将所述血泵的速度从第一速度降至第二速度，使所述血泵以第二速度运行，将所述血泵的速度从第二速度降至第三速度，使所述血泵以第三速度运行，并且将所述血泵的速度从第三速度升至第一速度，组成一个循环，并且以脉动方式泵送血液还包括重复所述循环。第二时间段的持续时间大于所述周期的持续时间的一半。使所述血泵以第二速度运行第二时间段包括：使所述血泵运行以产生一种血流速度，所述血流速度相对于所述循环的平均血流速度具有预定关系。使所述血泵以第二速度运行第二时间段包括：使所述血泵运行以产生与所述循环的平均血流速度基本上相同的血流。

使所述血泵的速度从第一速度降至第二速度、使所述血泵的速度从第二速度降至第三速度以及将所述血泵的速度从第三速度升至第一速度中的一者或多者包括：逐步降低速度和曲线型降低速度中的一者或多者。使所述血泵以第二速度运行包括：在人体心脏的与所述血泵处于血流连通的心室收缩的至少一部分过程中，使所述血泵以第二速度运行。以脉动方式泵送血液还包括：基于所述血泵的速度与所述血泵的耗电量之间的关系，判定使叶轮以第二速度运行与人体心脏的与所述血泵处于血流连通的心室的收缩之间的同步。所产生的脉动性血流包括接近生理性搏动的时间血压变化率的时间血压变化率。使所述血泵的速度从第一速度降至第二速度、使所述血泵的速度从第二速度降至第三速度以及将所述血泵的速度从第三速度升至第一速度中的一者或多者包括：在第一时间产生驱动信号，以在所希望的时间产生运行速度的相应变化。第二时间段大于所述第一时间段。

在另一个总体方面中，血泵控制器包括用以产生使血泵运行的波形的波形发生器、以及用以向所述血泵提供所产生的驱动波形的驱动波形传送器。所述产生的波形被构造成：使血泵以第一速度运行第一时间段，将所述血泵的速度从第一速度降至第二速度，使所述血泵以第二速度运行第二时间段，将所述血泵的速度从第二速度降至第三速度，使所述血泵以第三速度运行第三时间段，并且将所述血泵的速度从第三速度升至第一速度。

实现方式可以包括以下特征中的一项或多项。例如，将所述血泵的速度从第三速度升至第一速度包括：将所述血泵的速度从第三速度升至第四速度，使所述血泵以第四速度运行第四时间段，并且将所述血泵的速度从第四速度升至第一速度。第二时间段比所述第一时间段和所述第三时间段的总和更长。使所述血泵以第一速度运行，将所述血泵的速度从第一速度降至第二速度，使所述血泵以第二速度运行，将所述血泵的速度从第二速度降至第三速度，使所述血泵以第三速度运行，并且将所述血泵的速度从第三速度升至第一速度，组成一个循环，并且其中，所产生的波形被构造成重复所述循环。第二时间段的持续时间大于所述周期的持续时间的一半。使所述血泵以第二速度运行第二时间段包括：使所述血泵运行以产生一种血流速度，所述血流速度相对于所述循环的平均血流速度具有预定关系。使所述血泵以第二速度运行第二时间段包括：使所述血泵运行以产生与所述循环的平均血流速度基本上相同的血流。

所产生的波形被构造成经由逐步改变速度和曲线改变速度中的一种或多种方式来改变所述血泵的速度。所产生的波形使所述血泵在人体心脏的与所述血泵处于血流连通的心室的收缩过程中以第二速度运行。所述血泵控制器还包括处理器，所述处理器被构造成，基于所述血泵的速度与所述血泵的耗电量之间的关系，判定使所述血泵以第二速度运行与人体心脏的与所述血泵处于血流连通的心室的收缩之间的同步。所产生的波形驱动所述血泵产生接近生理性搏动的时间血压变化率的时间血压变化率。所产生的波形还被构造成在所希望的时间产生泵运行速度的相应变化。第二时间段大于所述第一时间段。

在另一个总体部分中，产生脉动性血流，所述脉动性血流具有相对低压部分和相对高压部分、且具有模仿自然生理性搏动的压力变化率的压力变化率，包括：使连续流动血泵运行以产生通过连续流动血泵的第一血流速度，所述第一血流速度与所述脉动性血流的相对低压部分相关联，使所述连续流动血泵运行以产生通过所述连续流动血泵的第二血流速度，所述第二血流速度与所述脉动性血流的相对高压部分相关联，并且控制所述连续流动血泵以将通过所述连续流动血泵的血流速度从第一流速升至第二流速而用以产生模仿自然生理性搏动的压力变化率的压力变化率。

实现方式可以包括以下特征中的一项或多项。例如，使所述持续血流泵运行以产生第二血流速度可包括：使所述持续血流泵以第一运行速度运行；并且控制可包括：使所述持续血流泵以第二运行速度运行，所述第二运行速度与第三血流速度相关联，所述第三血流速度大于所述第二血流速度。使所述连续流动血泵运行以产生第二血流速度包括：使所述连续流动血泵运行以产生第二血流速度，使得所述相对高压部分的持续时间比所述相对低压部分的持续时间更长。重复循环，在所述循环中所述相对高压部分的持续时间大于循环持续时间的一半。所述循环包括：使所述连续流动血泵运行以产生第一血流速度，使所述连续流动血泵运行以产生第二血流速度，并且控制所述连续流动血泵以提高血流速度。使所述连续流动血泵运行以产生第二血流速度包括：使所述连续流动血泵运行以产生第二血流速度，使得所述第二血流速度与所述脉动性血流的平均血流速度具有预定义的关系。第二血流速度基本上等于所述脉动性血流的平均血流速度。控制所述连续流动血泵以提高血流速度包括：控制所述连续流动血泵以使通过所述连续流动血泵的血流速度从所述第一流速升至所述第二流速，使得通过所述连续流动血泵的血流速度超越所述第二流速以产生模仿自然生理性搏动的压力变化率的压力变化率。

在很多实施例中，提供了一种使用控制器控制可植入血泵的方法。所述方法可包括：标识所述可植入血泵的一个或多个电源的指示需要省电或用于节电的模式的状态。此后，所述方法可包括：从所述控制器向所述血泵发送从脉动性泵送运行转换为恒速运行的信号。恒速运行可比脉动性泵送运行消耗更少的电力。

标识所述一个或多个电源的状态可包括：标识所述控制器与一个或多个外部电源之间的断开或是低电力危险状况(hazard condition)的状态。在一些实施例中，标识所述一个或多个电源的状态包含：标识所述控制器与所述外部电源断开的持续时间或所述泵以低电力危险状况运行的持续时间。所述持续时间可与阈值时间段比较。当所述持续时间超过阈值时间段时，向所述血泵发送信号。可选地，所述阈值时间段可以是至少5分钟、10分钟或更长等等。在一些实施例中所述阈值时间段是至少15分钟。

可通过监测联接至所述血泵的控制器的第一线缆和第二线缆的状态来标识所述低电力危险状况。所述第一线缆和所述第二线缆可被指定为：在以下情况时是第一故障状态：1)与相应的线缆相关联的相对充电状态信息指示低于第一阈值电荷的可再充电电池电源，或2)与相应的线缆相关联的相对充电状态信息指示电源模块且电压信息低于第一电源模块阈值电压；在以下情况时是第二故障状态：1)与相应的线缆相关联的相对充电状态信息指示低于第二阈值电荷的可再充电电池电源(所述第二阈值电荷低于所述第一阈值电荷)，或2)与相应的线缆相关联的相对充电状态信息指示可再充电电池电源且电压信息低于电池阈值电压，或3)与相应的线缆相关联的相对充电状态信息指示电源模块且电压信息低于第二电源模块阈值电压(所述第二电源模块阈值电压低于所述第一电源模块阈值电压)；当相应的线缆的相对充电状态指示未知电源时，是未知故障状态；当与相应的线缆相关联的电压信息指示断开的线缆时，是断开故障状态；并且当所述第一线缆或第二线缆没有被指定为第一故障状态、第二故障状态、未知故障状态或断开故障状态时，是第三状态。

在一些实施例中，当所述第一线缆被指定为第一故障状态、第二故障状态或未知故障状态而同时所述第二线缆被指定为断开故障状态、未知故障状态或第二故障状态时，可触发低电力危险状况。

在另外的实施例中，所述方法还可包括：当所述第一线缆或第二线缆被指定为第三状态时或当所述第一线缆和所述第二线缆被指定为第二故障状态时，向所述血泵发送转换回脉动性泵送运行的第二信号。

可选地，通过标识所述电源作为已经为所述泵供电超过阈值时间段的应急电池，可以标识所述电源的状态。所述阈值时间段可以是5分钟以上、10分钟或更长。在一些实施例中，所述时间可以是至少15分钟。

在一些实施例中，通过标识所述电源作为低于阈值电压的应急电池，可以标识所述电源的状态。所述阈值电压可以例如等于或小于10.4伏。

在其他方面中，提供了一种使用控制器控制可植入血泵的方法。所述方法可包括：使用所述控制器对一个或多个电源进行判定/分级/分类，并且标识与所判定的可植入血泵电源相关联的运行状况，所述运行状况指示需要节电(conserve power)。可以从所述控制器向所述可植入血泵发送信号，以使所述可植入血泵在所标识的运行状况指示需要节电时从第一运行模式转换为第二运行模式。所述第二运行模式可被构造成消耗的电力低于所述第一运行模式。在一些实施例中，所述第二运行模式可被构造成提供较低流速、恒定速度等等。

在一些实施例中，所述方法可判定所述一个或多个电源是被容纳在所述控制器内的应急电池。所述方法可在所述控制器与外部电源断开时进行判定。

可选地，指示需要节电的、与应急电池相关联的运行状况包含：所述应急电池的电压低于阈值电压，或所述应急电池为所述可植入血泵供电的持续时间超过阈值时间段。所述方法可包括：将所标识的应急电池的电压与阈值电压进行比较或将所标识的持续时间与阈值时间段进行比较。所述阈值电压例如可以是10.4伏或更低。因此，在一些实施例中，当标识的应急电池电压小于10.4伏时，所述血泵可以从第一运行模式转换为第二运行模式。所述阈值时程例如可以是15分钟。因此，在一些实施例中，当所述应急电池为所述泵供电15分钟或更长时，所述血泵可转换为第二运行模式。

进而，本发明的方法可包括判定是否第一线缆和第二线缆将一个或多个外部电源联接至所述控制器。这可包括对与所述第一线缆和所述第二线缆相关联的电压信息进行监测的步骤以及将所述电压信息与连接阈值进行比较的步骤。此后，当所述相关联的电压信息大于或等于所述连接阈值时，可判定所述第一线缆和/或第二线缆是连接的。当相关联的电压信息小于连接阈值时，可判定所述第一线缆或第二线缆是断开的。在一些实施例中，如果判定所述线缆与所述控制器断开，则向所述第一线缆或第二线缆报告断开故障状态。

在一些实施例中，当判定所述第一线缆和第二线缆与所述控制器断开的时间段超过阈值时间段(例如超过5分钟、10分钟或15分钟)时，向所述血泵发送使所述血泵从所述第一运行模式转换为所述第二运行模式的信号。当判定所述第一线缆或第二线缆连接至所述控制器时，所述方法可包括：基于与所述第一线缆和/或第二线缆相关联的相对充电状态信息，判定所连接的电源是是外部电池还是电源模块。

所述方法可包括：当与所述第一线缆和/或第二线缆相关联的相对充电状态信息大于最小电池阈值且小于或等于最大电池阈值时，判定所述外部电源是可再充电电池。例如，最小电池阈值可以是330mV，并且所述最大电池阈值可以是4600mV。在一些实施例中，落在所述范围内的相对充电状态信息可以指示可再充电锂离子电池。

在一些实施例中，当与所述第一线缆和/或第二线缆相关联的相对充电状态信息大于电源模块阈值时，可判定所述外部电源是电源模块。所述电源模块阈值可以例如是9800mV。

所述方法还可包括：当与所述第一线缆和/或第二线缆相关联的相对充电状态信息落在与所述外部电池和所述电源模块相关联的相对充电状态范围外时，将所述外部电源分级/分类为未知电源。所述方法还可包括：当所述外部电源被分类为未知电源时，向所述第一线缆或第二线缆报告未知故障状态。

在一些实施例中，通过对与所述第一线缆和第二线缆相关联的相对充电状态信息和电压信息进行监测，可以标识指示需要节电的与所述血泵电源相关联的运行状况。基于相对充电状态信息和电压信息，可以报告与所述第一线缆和/或第二线缆相关联的故障状态。通过以下方式可以报告故障状态：(1)当相对充电状态小于1130mV且大于或等于330mV时，向所述第一线缆和/或第二线缆报告第一故障状态(例如红色故障状态)；(2)当(a)所述外部电源表征为可再充电电池、且电压大于1000mV并小于或等于13200mV时或当(b)所述外部电源表征为电源模块、且所述电压大于1000mV并小于10400mV时，向所述第一线缆和/或第二线缆报告第一故障状态(或红色故障状态)；(3)当所述相对充电状态小于1930mV并大于或等于1130mV时，向所述第一线缆和/或第二线缆报告第二故障状态(例如不如红色故障状态严重的黄色故障状态)；并且(4)当所述外部电源表征为电源模块、且电压大于10400mV并小于或等于11200mV时，向所述第一线缆和/或第二线缆报告第二故障状态(或黄色故障状态)；(5)当所述第一线缆和/或第二线缆没有被发布第一故障状态、第二故障状态、未知故障状态或断开故障状态时，向所述第一线缆和/或第二线缆报告第三状态(例如绿色状态或无故障状态)。

在一些实施例中，当在低电力危险状况下使所述泵运行一段延长的时间时，可向所述血泵发送使所述血泵从所述第一运行模式转换为所述第二运行模式的信号。当所述第一线缆被指定为第一故障状态(例如红色)、第二故障状态(例如黄色)或未知故障状态而同时所述第二线缆被指定为第一故障状态(红色)、未知故障状态或断开故障状态时，触发所述低电力危险状况。在一些实施例中，可在所述泵在这种低电力危险状况下运行例如超过5分钟、超过10分钟或超过15分钟之后发出信号。

一些方法可包括：当所述第一线缆或第二线缆被指定为第三状态(例如绿色或无故障状态)或当所述第一线缆和所述第二线缆被指定为第二故障状态(例如黄色状态)时，向所述血泵发送使所述血泵转换回所述第一运行模式的第二信号。

在一些实施例中，所述第一运行模式可以是脉动性运行模式，并且所述第二运行模式可以是恒速运行模式。可选地，所述第一运行模式和所述第二运行模式可以都是脉动性运行模式。通过在更低流速下运行，所述第二运行模式比所述第一运行模式消耗更少电力。在一些实施例中，所述第一运行模式和所述第二运行模式可以是恒定速度模式。通过在更低流速下运行，所述第二运行模式比所述第一运行模式消耗更少电力。

在另外的实施例中提供了一种可植入血泵系统。所述系统可包括被构造成补充或代替心脏泵血功能的可植入血泵。所述系统还可包括与所述可植入血泵相联接的控制器。所述控制器可被构造成对为所述可植入血泵供电的一个或多个电源进行分类或分级。所述控制器还可被构造成标识与一个或多个已分类的电源相关联的运行状况，所述运行状况指示需要节电。所述控制器还可被构造成，当标识对指示需要节电的电源状态时，向所述血泵发送在第一运行模式与第二运行模式之间转换的信号。所述第二运行模式可被构造成消耗的电力低于所述第一运行模式。

在一些实施例中，所述第一运行模式可以是脉动性泵送运行，并且所述第二运行模式可以是恒速运行。恒速运行可以被构造成比脉动性泵送运行消耗更少的电力。可替代地，所述第一运行模式可包含第一脉动性泵送模式，并且所述第二运行模式可包括第二脉动性泵送模式。所述第二脉动性泵送模式可比所述第一脉动性泵送模式消耗更少的电力。在一些实施例中，所述第一运行模式可包含第一恒定速度模式，并且所述第二运行模式可包括第二恒定速度模式——所述第二恒定速度模式可比所述第一恒定速度模式消耗更少的电力。

在一些实施例中，所述控制器可被构造成对与所述血泵联接的一个或多个电源进行判定或分类。所述控制器可部分地基于所述控制器如何对操作电源进行分类来监测相关联电源。所述控制器可被构造成，基于对所述一个或多个电源的监测，判定何时转换为所述第二运行模式。

在一些实施例中，所述控制器可被构造成联接至一个或多个用于为所述血泵供电的外部电源。所述控制器还可包括应急电池，所述应急电池在所述控制器与所述外部电源断开时为所述血泵供电。所述控制器可被构造成，当所述控制器判定所述应急电池为所述血泵供电超过阈值持续时间时，发送使所述血泵从第一运行模式转换为第二运行模式的信号。在一些实施例中，所述阈值持续时间可以大于5分钟(例如10分钟、15分钟等等)。

所述控制器还可以被构造成联接至一个或多个用于为所述血泵供电的外部电源、而同时还包括用于在所述控制器与所述外部电源断开时为所述血泵供电的应急电池。当所述电力监测器判定所述应急电池低于阈值电压时，所述控制器可发送使所述血泵从所述第一运行模式转换成所述第二运行模式的信号。在一些实施例中，所述阈值电压可小于12.0伏(例如11.0伏、10.4伏等等)。

在一些实施例中，所述控制器可被构造成通过第一线缆和第二线缆联接至一个或多个外部电源。所述控制器可被构造成对所述一个或多个电源进行分类或判定与其联接的电源。在一些实施例中，所述控制器包括电力监测器模块，所述电力监测器模块可被构造成对所述一个或多个联接的电源进行分类/描述、并且基于所述电源的分类对所述电源的运行状态进行监测。在一些实施例中，所述控制器可被构造成，基于与所述第一线缆和所述第二线缆相关联的电压信息和相对充电状态信息，监测所述电源的状态。在一些实施例中，系统可包括模拟数字转换驱动器单元，所述模拟数字转换驱动器单元被构造成收集与所述第一线缆和所述第二线缆相关联的电压信息和相对充电状态信息。

所述控制器可被构造成，当与所述第一线缆和/或第二线缆相关联的电压信息低于连接阈值时，向所述第一线缆和/或第二线缆报告断开故障状态。在一些实施例中，所述控制器可被构造成，当所述相对充电状态信息指示未知电源时，将所述电源表征为电池、电源模块或未知电源，并且向所述相关联的第一线缆和/或第二线缆报告未知故障状态。

所述控制器还可被构造成，根据与所述第一线缆和/或第二线缆相关联的相对充电状态信息和电压信息，通过向所述第一线缆和/或第二线缆发布故障状态来监测所述电池或电源模块的状态。控制器可被构造成，基于发布至所述第一线缆和/或第二线缆的故障状态，触发或指示低电力危险状况。

可选地，所述控制器可被构造成，当所述系统以低电力危险状况运行和/或检测到所述外部电源与所述控制器断开的时间超过阈值持续时间，发送使所述血泵从第一运行模式转换为第二运行模式的信号。在一些实施例中，所述阈值持续时间可以例如是超过5分钟或超过10分钟的时间。在一些实施例中，在以低电力危险状况和/或断开状况运行15分钟或更长时，所述控制器可发送信号。

在附图和以下描述中阐述了一个或多个实现方式的细节。本发明的其他特征将通过以下说明、附图以及权利要求书而变得清楚。

附图的简要说明

图1是植入患者身体的机械循环支持系统的图解。

图2是植入患者身体的循环支持系统的某些部件的分解图。

图3是植入患者身体的处于运行位置的血泵的图解。

图4是图3的血泵的截面图。

图5是血泵的定子的部分剖开的透视图。

图6是图1的机械支持系统的总体通信架构的示意图。

图7-10是展示了泵速模式的简图。

图11是计算机系统的简图。

图12展示了根据一些实施例的用于节电的示例性方法。

图13展示了根据本发明的实施例的电力监测器的示例性电力监测规则的图形化描述。

图14展示了取决于第一线缆的状态(例如黑色线缆状态)和第二线缆的状态(例如白色线缆状态)描述的根据本发明的实施例的示例性的警报的图表。

图15展示了使可植入血泵在省电状况中运行的示例性恒定速度模式。

发明的具体说明

在前述说明书中，本发明参照其具体实施例进行描述，但是本领域的技术人员应认识到本发明并不限于此。上述发明的不同特征和方面可单独或联合使用。还有，在不脱离本说明书的更广泛的精神和范围的前提下，可以在超出在此描述的很多环境和应用中利用本发明。本说明书和附图因而应被视为说明性的而不是限制性的。应当认识到，在此使用的术语“包含(comprising)”、“包括(including)”和“具有(having)”是专门旨在被解读为本领域的开放性术语。

图1是植入患者身体12的机械循环支持系统10的图解。机械循环支持系统10包括可植入血泵14、心室套箍16、流出插管18、系统控制器20和电源22。可植入血泵14可包括VAD，所述VAD附接至心脏24的左心室或右心室或两个心室的心尖部，如所展示的。所述VAD可包含离心泵(如所示出的)或轴流泵，如本文中进一步详细描述的，能够泵送从肺循环传递至左心室的整个输出(即高达每分钟10升)。在下文以及在美国专利号5,695,471、6,071,093、6,116,862、6,186,665、6,234,772、6,264,635、6,688,861、7,699,586、7,976,271、7,997,854、8,007,254、8,152,493、8,652,024和8,668,473以及美国专利公开号2007/0078293、2008/0021394、2009/0203957、2012/0046514、2012/0095281、2013/0096364、2013/0170970、2013/0121821和2013/0225909中更详细地描述了可适用于本发明的相关血泵，出于所有的目的通过引用将这些文件通过引用以全文结合在此。参照图1和图2，血泵14可经由心室套箍16被附接至心脏24，所述心室套箍被缝在心脏24上并联接至血泵14。血泵14的另一端经由流出套管18连接至升主动脉，使得所述VAD从衰弱的心室有效地转移血液并将其推进到主动脉中而用于在所述患者的血管系统的其余部分中循环。

图1展示了在电池22供电运行期间中的机械循环支持系统10。从患者的腹部28退出的驱动管线26将植入的血泵14连接至系统控制器20，其监测系统10的运行。在下文以及在美国专利号5,888,242、6,991,595、8,323,174、8,449,444、8,506,471、8,597,350和8,657,733和美国专利公开号2005/0071001和2013/0314047中更详细地描述了可适用于本发明的相关控制器系统，出于所有的目的通过引用将这些文件通过引用以全文结合在此。还可通过一个、两个或更多电池22对所述系统供电。应当理解，尽管系统控制器20和电源22展示为在患者身体的外侧/外部，驱动管线26、系统控制器20和/或电源22可部分地或完全地植入患者内部，作为单独的部件或与血泵14整合。在美国专利号8,562,508和美国专利公开号2013/0127253中进一步描述了这类修改的示例，出于所有的目的通过引用将这些文件通过引用以全文结合在此。

参照图3到图5，将具有圆形形状的外壳110的左心室辅助血泵100植入患者身体，外壳110的第一面111定位在患者心脏H上，且外壳110的第二面113背离心脏H。外壳110的第一面111包括延伸进入心脏H的左心室LV的入口插管112。外壳110的第二面113具有倒角边缘114，以避免刺激可能与血泵100接触的其他组织，如患者的横膈膜。为了构建紧凑形式的冰球形的外壳110，泵100的定子120和电子器件130被定位在所述外壳的朝向第一面111的流入侧上，并且泵100的转子140沿着第二面113定位。定子120、电子器件130和转子140的这种定位允许边缘114沿着转子140的轮廓倒角，例如至少在图2-4中所展示的。

参照图4，血泵100包括外壳110内的限定血流管道103的分隔壁115。血流管道103从入口插管112的入口开口101穿过定子120延伸至由外壳110限定的出口开口105。转子140被定位在血流管道103内。定子120环圆周地设置在转子140的第一部分140a的周围，例如在永磁体141的周围。定子120还相对于转子140进行定位，以便在使用过程中，血液在到达转子140之前在血流管道103内流动穿过定子120。永磁体141具有永磁北磁极N和永磁南磁极S而用于转子140的组合的主动和被动磁性悬浮以及用于转子140的旋转。转子140还具有第二部分140b，所述第二部分包括叶轮片143。叶轮片143位于所述血流管道的蜗壳107内，使得叶轮片143位于外壳110的第二面113的近侧。

冰球形外壳110还包括外围壁116，所述外围壁在第一面111与可移除的盖118之间延伸。如所展示的，外围壁116形成为空心圆柱，其在外围壁116的相反部分之间具有宽度W。外壳110还在第一面111与第二面113之间具有厚度T，所述厚度小于宽度W。厚度T是从大约0.5英寸到大约1.5英寸，并且宽度W是从大约1英寸到大约4英寸。例如，宽度W可以近似地是2英寸，并且厚度T可以近似地是1英寸。

外围壁116围住内部隔室117，所述内部隔室围绕分隔壁115和血流管道103，定子120和电子器件130置于分隔壁115周围的内部隔室117中。可移除的盖118包括第二面113、倒角边缘114，并且限定了出口开口105。盖118可以与外围壁116螺纹接合以封闭与外围壁116接合的盖118。盖118包括盖118的内表面118a，所述内表面限定与出口开口105处于流体连通的蜗壳107。

在内部隔室117内，电子器件130被定位成与第一面111相邻，并且定子120被定位成在电子器件130的第一面111相反侧上与电子器件130相邻。电子器件130包括电路板131以及电路板131上承载的不同部件，以通过控制定子120的电力供给来控制泵100的运行(例如所述转子的磁性悬浮和/或驱动)。外壳110被构造成使电路板131容纳在内部隔室117内且总体上平行于第一面111，用于内部隔室117内的空间的有效利用。这些电路板还朝向分隔壁115径向向内延伸、并朝向外围壁116径向向外延伸。例如，总体上内部隔室117的大小不大于容纳电路板131所必需的大小以及用于散热、材料膨胀、灌封材料和/或在安装电路板131中使用其他元件的空间。因此，靠近第一面111的外壳110的外部形状总体上密切配合电路板131的形状，以提供不比电路板131的尺寸大很多的外部尺寸。

继续参照图4和图5，定子120包括背铁121以及间隔地设置在分隔壁115周围的磁极片123a-123f。背铁121在分隔壁115的周围延伸，并且形成为大致扁平的铁磁材料的圆盘，这种铁磁材料如钢，用以传导磁通量。背铁121被设置在控制电子器件130的旁边，并且提供用于磁极片123a-123f的基底。

每个磁极片123a-123f是L形的，并且具有用于产生电磁场以使转子140旋转的驱动线圈125。例如，磁极片123a具有第一支腿124a，所述第一支腿与背铁121接触，并从背铁121朝向第二面113延伸。磁极片123a还可具有第二支腿124b，所述第二支腿从第一支腿124a上穿过电路板131的开口朝向邻接转子140的永磁体141的位置的分隔壁115延伸。一方面，磁极片123a-123f的每个第二支腿124b通过电路板131的开口穿入。一方面，磁极片123a-123f的每个第一支腿124a通过电路板131的开口穿入。一方面，所述电路板的开口包围磁极片123a-123f的第一支腿124a。

在一个总体方面中，可植入血泵100可包括可提供输出电压的霍尔传感器，其与位于磁极片123a-123f中至少一者与永磁体141之间的磁场强度成正比，并且所述输出电压可向泵100的控制电子器件130提供反馈而用以判定转子140和/或永磁体141是否不在用于使泵100运行的指定位置上。例如，可以调整转子140和/或永磁体141的位置，例如可朝向血流管道103的中心或朝向定子120的中心推动或拉动转子140或永磁体141。

每个磁极片123a-123f还具有悬浮线圈127，用于产生电磁场以控制转子140的径向位置。每个驱动线圈125和悬浮线圈127包括在磁极片123a-123f周围的导体的多个绕组。具体地，每个驱动线圈125在两个相邻的磁极片123(如磁极片123d和123e)的周围缠绕，并且每个悬浮线圈127在单个磁极片的周围缠绕。驱动线圈125和悬浮线圈127在磁极片123的第一支腿的周围缠绕，并且通过在使用期间使电流通过线圈125和127而产生的磁通量被传导通过磁极片123的第一支腿和第二支腿和背铁121。定子120的驱动线圈125和悬浮线圈127被设置成相反的线圈对，并且被控制成通过产生与永磁体141的永磁极S和N相互作用的磁场来驱动所述转子并且使转子140径向悬浮。因为定子120包括驱动线圈125和悬浮线圈127两者，只需要单个定子只使用被动和主动磁力来使转子140悬浮。在这个构造中，永磁体141只有一个磁矩，并且是由单片式永磁体141形成的。例如，可以如在美国专利号6,351,048中所讨论的对定子120进行控制，出于所有目的将其全部内容通过引用结合于此。控制电子器件130和定子120经由线缆119从远程电源接收电力(图3)。更多相关专利，即美国专利号5,708,346、6,053,705、6,100,618、6,222,290、6,249,067、6,278,251、6,351,048、6,355,998、6,634,224、6,879,074和7,112,903，出于所有的目的通过引用将这些文件通过引用以全文结合在此。

转子140被安排在外壳110内，使其永磁体141位于叶轮片的上游，在更靠近入口开口101的位置上。永磁体141容纳在靠近磁极片123的第二支腿124b的血流管道103内，以通过永磁体141与磁极片123的铁磁材料之间的相互作用来提供被动轴向定中心力。当转子140在分隔壁115内定中心时，转子140的永磁体141和分隔壁115在永磁体141与分隔壁115之间形成间隙108。间隙108可以是从大约0.2毫米到大约2毫米。例如，间隙108近似地是1毫米。永磁体141的永磁北极N和永磁南极S提供转子140与定子120之间的永磁吸引力，所述吸引力作为趋于维持转子140在定子120中大致居中并趋于阻止转子140朝向第一面111或朝向第二面113移动的被动轴向定中心力。当间隙108更小时，永磁体141与定子120之间的磁性吸引力更大，并且设定间隙108的大小，以允许永磁体141提供被动磁性轴向定中心力，其量级足以限制转子140与分隔壁115或盖118的内表面118a接触。转子140还包括护罩145，所述护罩覆盖叶轮片143的面向第二面113的端部，其辅助引导血流进入蜗壳107。当通过定子120使转子140悬浮时，护罩145和盖118的内表面118a在护罩145与内表面118a之间形成间隙109。间隙109是从大约0.2毫米到大约2毫米。例如，间隙109近似地是1毫米。

当血液流过血流管道103时，血液流过在永磁体141中形成的中心孔141a。血液还流过转子140与分隔壁115之间的间隙108，并且流过护罩145与盖118的内表面108a之间的间隙109。间隙108和109是足够大的，以使得充足的血液流动来限制血块形成(如果使得血液变得瘀滞则可发生血块形成)。间隙108和109也足够大，以限制血细胞的压力，以便当血液流过泵100时不会受损。间隙108和109的大小限制血细胞上的压力的结果是，间隙108和109太大而不能提供有意义的液流悬浮效应。即血液不作为间隙108和109内的支承物，并且所述转子不只是磁性悬浮的。在不同的实施例中，设定间隙108和109的大小和尺寸，因而流经这些间隙的血液形成了提供液动力学悬浮效应的薄膜。以此方式，可以通过磁力、液动力或两者而使所述转子悬浮。

因为如上所述通过悬浮线圈127的主动控制来使转子140径向悬浮，并且因为通过永磁体141与定子120之间的被动相互作用来使转子140轴向悬浮，第二面113的近侧不需要转子悬浮部件。在定子120中结合用于转子悬浮的所有部件(即悬浮线圈127和磁极片123)允许盖118的轮廓符合叶轮片143和蜗壳107的形状。另外，在定子120中结合所有转子悬浮部件免除了电连接件从隔室117向盖118延伸的需要，这使得所述盖易于安装和/或拆除且消除了泵故障的潜在来源。

在使用中，定子120的驱动线圈125产生了通过磁极片123的电磁场，这些磁极片选择性地吸引和排斥转子140的磁北极N和磁南极S，以导致转子140在定子120内旋转。例如，所述霍尔传感器可感测转子140和/或永磁体141的当前位置，其中，所述霍尔传感器的输出电压可用于选择性地吸引和排斥转子140的磁北极N和磁南极S，以导致转子140在定子120内旋转。在转子140旋转时，叶轮片143迫使血液进入蜗壳107，从而迫使血液从出口开口105中流出。另外，所述转子通过入口开口101将血液抽入泵100。当通过旋转转子140的叶轮片143来将血液抽入血泵时，血液朝向转子140流过入口开口101并流过控制电子器件130和定子120。血液流过永磁体141的孔141a，在叶轮片143、护罩145和永磁体141之间流动，并且流入蜗壳107。血液还在转子140周围流动，流过间隙108，并且流过护罩145与盖118的内表面118a之间的间隙109。血液通过出口开口105离开蜗壳107，所述出口开口可联接至流出插管。

图6是图1的机械支持系统的总体通信架构的示意图。驱动管线将植入的血泵100联接至系统控制器20，所述系统控制器经由不同的软件应用来对系统运行进行监测。血泵100自身还包括可由车载电子器件130(例如处理器)执行的许多软件应用程序，用于不同功能，如在运行期间控制泵100的转子的径向悬浮和/或驱动。系统控制器20可转而与连接至AC电源插座的电池22或电源模块30联接。系统控制器20还可以包括为所述系统供电(例如当电池22耗尽时)的紧急备用电池(EBB)以及薄膜面板，包括用于无线数据通信的蓝牙功能。具有可由如临床医生或患者等操作人员配置的系统监测器32的外部计算机可进一步联接至循环支持系统，所述循环支持系统用于配置系统控制器20、植入的血泵100和/或患者参数、更新系统控制器20和/或被植入的血泵100上的软件、对系统运行进行监测和/或用作系统输入或输出的导管。

除了产生所希望速度的血流，可能需要脉动性血流模式。脉动性血流模式包括血流速度和血压相对较高的时期以及血流速度和血压相对较低的时期。可能希望脉动性血流模式以增大或代替患者的变弱的脉搏，尤其是与血泵的体积流速相比其本身的心输出量较小的患者。另外，可能希望脉动性血流模式以产生与健康心脏的自身脉动性血流模式和/或血液脉压相似的生理反应。这种生理反应可与恒定速度下的血泵运行的反应明显不同。而非脉动性循环可以导致某些生理的、代谢的和血管舒缩的变化，VAD的脉动性的临床相关性还不清楚。虽然如此，假设脉动性循环可降低心室中的血液瘀滞，有助于锻炼主动脉瓣，改善对动脉粥样硬化病变的远端侧清洗，增加冠状动脉和/或末梢器官灌注，降低心室吸入的风险，减少与脉动性降低有关的疾病(如动静脉畸形)的倾向，并增加心肌恢复。还有，预期看这些现象不需要完全模仿天然脉搏波形。相反，这可以通过在此描述的技术和波形来实现。

重要的是，人工脉搏的各种特征可能基本上不同于生理性搏动的特征，即使在体内产生的反应类似于由生理性搏动导致的反应。尽管具有众多的可能的临床优势，介导生理反应的自身脉搏会有不同的方面，总体上理解的是，表征有意义的搏动的耗散能量的主要来源是在心脏收缩期开始时产生的压力波。因而，在此描述的人工脉搏可以包括被设计成产生这种耗散能量的性质的相对短暂的扰动。

在一些实现方式中，人工脉搏循环包括模拟发生在生理性搏动的心脏收缩期前缘的脉压的扰动时期。所述扰动时期例如可包括使血泵100以低速运行的时期，紧跟着使血泵100以较高速度运行的时期。所述人工脉搏循环还可包括使泵100以中速(将速度维持在扰动时期过程中实现的这些速度之间)运行的比扰动时期更长的时期。

使所述泵以中等速度运行有助于高运行效率。所实现的效率可以例如大于仅在相等的运行周期之间以高速和低速交替的泵的效率。典型地，连续流动泵在其转速范围的中间附近以最高效率运行。因此，有利的是，使这种泵以处于或接近中间范围的转速运行人工脉搏循环的至少一部分。

影响生理现象的一些参数包括脉压和血压变化率(dp/dt)。对于血泵100，例如，转子140的角速度影响脉压和血压时间变化。因此，通过产生包括转子转速相对较高的时期和转子转速相对较低的时期的泵速模式，可以选择性地控制血泵100以产生脉动性血流模式，包括所希望的脉压和/或所希望的压力变化率。在一些实现方式中，由血泵100或由血泵100和患者的心脏H联合产生的脉压可以是约10mmHg或以上，如从约20mmHg到约40mmHg。

例如，可以操作血泵100以产生泵速模式200，如图7所示。泵速模式200包括具有产生相对较高的血压的高泵速的第一部分210、以及具有产生相对较低的血压的低泵速的第二部分220。另外，所述脉动性血流模式可包括第一部分210与第二部分220之间的转换，这在患者的循环系统中产生所希望的压力变化率，如模拟自然生理性搏动的压力变化率以及产生所希望的与压力变化率相关联的生理效应的压力变化率。在一些实现方式中，由所述转换产生的压力变化率例如是在每秒500到1000mmHg之间。

泵速模式200的第一部分210和/或第二部分220可以包括多个段。在一些实现方式中，每个段具有预定的持续时间。还如图7所示，泵速模式200的第一高速部分210包括第一段210a和第二段210b。在第一段210a中，转子140以第一转速ω1旋转从时间T0到时间T1的第一时间段。在时间T1，转子140的转速从第一转速ω1迅速降至第二转速ω2，产生了阶梯式转换。在泵速模式200的第一部分210的第二段210b期间，转子140以第二转速ω2旋转从时间T1到时间T2的第二时间段。在时间T2，在泵速模式200的第二部分220期间，从时间T2到时间T4的第三时间段，转子140的转速降至第三转速ω3。这种速度下降可能和前面所述的速度上升一样快，或是更平缓的以模仿天然心脏舒张期中的压力变化。

在泵速模式200中，第二转速ω2是目标高血流泵速，并且第一转速ω1是被选择用以在第一时期中增加血压的变化率的所希望的过冲泵速度。使血泵100以第一转速ω1运行的从时间T0到时间T1的第一时间段比使血泵100以第二转速ω2运行从时间T1到时间T2的第二时间段更短。所述第一时间段可以是从约0.01秒到约1秒。在一些实现方式中，第一时间段的持续时间近似地为0.05秒。在一些实现方式中，第一时间段可以是近似地等于或大于第二时间段。

另外，可以选择第一时期的持续时间以产生所希望的脉压，即在速度改变时间T1之前的血压与时间T1过程中的血压之差，并且可以不依赖于第二时间段的持续时间进行选择。第一部分210，包括时间T0到时间T2的第一时间段和第二时间段，比第二部分220更长。在一些实现方式中，从时间T0到时间T2的第一时间段和第二时间段可以比第二部分220的持续时间更短、更长或基本上相同。例如，为了增加相对于在较低速度下的泵送而在较高的流速下的泵送的持续时间同时仍然受益于偶然的搏动，第一部分210比第二部分220更长可能是有利的。如果希望，血泵100的速度升至第一转速ω1，并且可以重复泵速模式200。可在连续或不连续的基础上重复泵速模式200，并且转子140的转速上升是足够快的，以产生所需的压力变化率。

用更大速度(如转速ω1)过冲转速ω2的概念是部分地基于脉压(即速度改变之前和之后的血压之差)在更高速度下与体积流速的退耦。因此，可在不同的流动条件下获得目标脉压和体积流速。理想值将随着具体的泵设计和要求而变化。

如图7所示，时期210b可以比时期210a更长。时期21 210b也可以比部分220更长。在一些实现方式中，时期210b的持续时间比泵速模式200的持续时间的一半更长。例如，时期210b的持续时间可以是泵速模式200的持续时间的60％、70％、80％或以上。作为替代方案，根据患者的需要和泵特征，时期210b的持续时间可以是泵速模式200的持续时间的50％以下，例如40％、30％、20％或以下。

在时期210b过程中使所述泵以转速ω2运行可有助于在泵速模式200中的高液压效率。在泵速模式200过程中，在患者体内产生的脉压总体上与泵转速的改变相关，例如在时间T4的速度ω3和ω1之间的速度变化的量。因此，为了模拟在生理性搏动的心脏收缩期开始时发生的压力变化，总体上希望转速ω3和ω1之间的显著的速度差。所述速度差可以是例如1000rpm、2000rpm或以上，取决于血泵100的特征。由于速度差的大小，在血泵100的最高运行效率的范围之外可能出现速度ω3至ω1中的一者或两者。

转速ω2可以是导致血泵100的高液压效率的速度，例如接近血泵100的运行范围中间的速度。在泵速模式200过程中，血泵100可以速度ω2运行，所述速度导致很大一部分泵速模式200的高效率，有利于高效率。如上所述，血泵100可在速度ω2运行超过泵速模式200的持续时间的一半。因此，血泵100可以高效方式运行大部分泵速模式200，并且还可以产生模拟生理性心脏的心脏收缩期开始的压力变化。因而，泵速模式200的一些实现方式比尝试模仿天然心动周期的所有方面的控制模式具有更高的效率。

基于人工脉搏的频率，相对于泵速模式200的时长，时期210b的时长可以变化。与此相反，部分220的时期210a的持续时间可以不依赖于脉搏率。为了产生所希望的生理反应，例如可以选择部分220的时期210a的最少持续时间为0.125秒。时期210b可以填充泵速模式200的剩余部分。

作为示例，泵速模式200的持续时间可以是一秒，频率是每分钟60周期。假定时期210a和部分220的组合持续时间是0.125秒，时期210b的持续时间是0.750秒或泵速模式200的75％。作为另一个示例，当泵速模式200的持续时间是两秒时(并且因此频率是每分钟30周期时)，时期210b的持续时间可以是1.75秒，是泵速模式200的持续时间的87.5％。

在一些实现方式中，选择转速ω2，使得血泵100以转速ω2的运行产生的流速相对于泵速模式200过程中的平均流速具有预定关系。部分210b的流速可以在平均流速的预定范围内，例如在平均流速的30％或10％内。部分210b中的流速可以基本上等于所述平均流速。

选择转速ω2以产生基本上等于平均流速的流速可利于脉动性控制模式与另一种控制模式(如连续流控制模式)之间的转换。在一些实现方式中，血泵100以特定的恒定速度运行较大部分的泵速模式200。可在例如时期210b过程中以恒定速度运行。通过调整时期210a和部分220的速度ω1和ω3和持续时间，所述平均泵体积流速可以调整为基本上匹配会在不同的可选设定中实现的平均泵体积流速。因此，临床医生或患者可从人工脉搏模式切换至引起平均体积流速只有很小差异或无差异的另一种控制模式。当人工脉搏是至少一种替代方案中的可选择的选项(例如是恒定速度选项)时，可以提供一种临床优势。

作为示例，由临床医生设置的用于恒定速度模式的速度还可被用于人工脉搏模式的恒定速度部分。临床医生可以选择速度以在恒定速度模式(例如在血泵100的连续流动或非脉动性运行中)产生通过血泵100的所希望的体积流速。在所述人工脉搏模式中，相同的所选速度可以例如用作在泵速模式200的时期210b过程中的转速ω2。计算或选择时期210a和部分220的速度ω1、ω3和持续时间以近似地平衡泵速模式200的体积流速。例如，在部分220中的降低的流速可以偏离部分210a中升高的流速。因此，泵速模式200中的净体积流速可以基本上匹配恒定速度模式过程中的体积流速。因此在恒定速度模式或人工脉搏模式中，体积流速可以是近似地相同的，从而允许临床医生从一种模式切换到另一种模式而不影响体积流速。这可有助于避免从一种模式切换到另一种模式时由于流速的突然变化而可能发生的潜在的危险状况。例如，体积流速的突然降低可引起患者的急性灌注不足，并且体积流速的突然增加可引起心室吸引和心律失常。

如以上所提及，泵速模式200的第二部分210还可包括多段。例如，如图8所示，泵速模式300包括具有第一段310a和第二段310b的第一部分310，并且泵速模式300包括具有第一段320a和第二段320b的第二部分320。在第一段310a中，从时间T0到时间T1，使血泵100以第一转速ω1运行。在时间T1，血泵100的速度降至第二转速ω2，并且使血泵100以第二转速ω2运行从时间T1到时间T2的第二时间段。在时间T2，血泵100的速度从第二速度ω2降至第三转速ω3。在泵速模式300的第二部分320的第一段320a过程中，使血泵100以第三转速ω3运行从时间T2到时间T3的第三时间段。在泵速模式300的第二部分320的第二段320b过程中，在时间T3使血泵100的速度从第三转速ω3升至第四转速ω4，并且在从时间T3到时间T4的第四时间段中使血泵100以第四转速ω4运行。如果希望，血泵100的速度升至第一转速ω1，并且可以重复泵速模式300。可在连续或不连续的基础上重复泵速模式300，并且转子140的转速上升是足够快的，以产生所需的压力变化率。

与模式200中的过冲ω2的概念相似，用较低转速(如转速ω3)过冲转速ω4的概念也是基于在更低转速ω4下脉压与体积流速的退耦。因此，泵速模式300比泵速模式200更能完全分离目标脉压和体积流速，并且可以在不同流动条件下达到或更接近理想值。

虽然参照图7和图8展示和描述了泵速之间的转换的单一过冲泵速度，多个过冲泵速可用于一次或多次转换。例如，图9展示了每次转换包括多个过冲泵速的泵速模式400。泵速模式400包括具有第一段410a和第二段410b的第一部分410、并且包括具有第一段420a和第二段420h的第二部分420。泵速模式400的第一部分410的第一段410a包括第一步骤431，在所述步骤过程中血泵100以第一转速ω1运行以过冲目标泵速度ω2，以及第二转换步骤433，在此时间过程中血泵100以第五速度ω5运行以从第一转速ω1转换到第二转速ω2。同样地，第二部分420的第一段420a包括使血泵100以第三转速ω3运行的第一步骤441、以及使血泵100以第六速度ω6运行以在第三速度ω3与第四转速ω4之间转换的第二段443。如果希望，血泵100的速度升至第一转速ω1，并且可以重复泵速模式400。可在连续或不连续的基础上重复泵速模式400，并且转子140的转速上升是足够快的，以产生所需的压力变化率。

生成多个逐步转速变化的概念是基于其产生了与在人类心脏收缩期和舒张期中产生的生理反应相似的生理反应。从总体上看，这与模仿天然搏动波形的性质不同。如上所述，通过避免在搏动循环中模仿生理性压力波形，可以实现更高的液压效率。以前提到，人工脉搏提供了多个潜在的临床优势。对于一些或所有的这些潜在的临床优势，紧密匹配健康的天然搏动期间所消耗的能量的好处是不同的。就密切配合有利于实现这些潜在的临床优势的方面来说，可以保证模式400的额外的复杂性。

与上述参照图7-9的阶梯式的或不连续的转换相反，平滑的或连续的转换可以用于代替不同的泵运行速度之间的阶梯式转换或者与其组合使用。例如，在图10的泵速模式500中展示了平滑转换。泵速模式500包括第一部分510和第二部分520。第一部分510包括第一段510a，在所述第一段期间，从时间T0到时间T1，泵100的速度以策略上选择的速率从第一转速ω1逐渐降低至第二转速ω2。所选的泵速度下降的速率可以例如是特定的线性速率或特定的非线性速率。在第一部分510的第二段510b期间，从时间T1到时间T2，血泵100以第二转速ω2运行。同样地，第二部分520包括第一段520a，在所述第一段期间，从时间T2到时间T3，血泵100的速度以策略上选择的速率从第三转速ω3到第四转速ω4逐渐上升。在第二部分520的第二段520b中，从时间T3到时间T4，使血泵100以第四转速ω4运行。如果希望，在时间T4，存在转子140的转速上升的步骤，可以迅速升至第一转速ω1，并且重复泵速模式500。

以策略性选择的速率生成多种速度变化的概念是基于其产生了与在人类心脏收缩期和舒张期中产生的生理反应相似的生理反应。例如，如果有必要非常准确地匹配人体脉搏过程中的能量耗散，可以保证模式500的额外的复杂性。

泵速模式500展示了以上对于泵速模式200-400所讨论的阶梯式转换之间的差异，是通过迅速改变转子140的转速而产生的，以及泵速模式500的第一部分510的第一段510a与第二部分520的第一段520a的渐进式转换。可以例如包括这种渐进式转换，以模仿在天然心脏舒张期过程中展现的压力变化，如可通过泵速模式500的第一部分510的第一段510a的渐进式转换来实现。在一些实现方式中，泵速模式的一个或多个转速下降可以是渐进式转换。例如，泵速模式可以包括从第一转速m1到第三转速ω3的转速的逐渐下降、以及从第三泵速度ω3回到第一转速ω1的阶梯式转换。在泵速模式中可以包括阶梯式和渐进式转换的不同组合，以产生所希望的动脉压波形或其他所希望的生理效应。另外，转速之间的转换类型可以影响血泵100的耗电量，并且可以至少部分地基于耗电量的考虑来选择泵速模式。

对于所有讨论的泵速模式，应理解，尽管转子速度是施加人工脉搏所采用的技术参数，任何生理效应都与后续的压力和流动模式相关，包括脉压、血压变化率(dp/dt)的最大时间变化等等。转子速度本质上不是有生理性意义的。人体血管系统自然地衰减由心脏产生的本身脉搏，并且对如前所述产生的人工脉搏也是这样的。本发明描述的是导致生理性有意义的脉搏的因素的功利组合。因此，如上所述的泵速模式200-500是导致生理上有意义的脉搏的参数的示例性组合。

在使用中，可以通过被构造成产生电驱动信号以使血泵100运行的控制器来产生泵速模式200-500。例如，所述控制器可包括计算机系统600，如图11所示，所述计算机系统输出电流以使血泵100运行。为了产生如上所述的泵速模式200，从时间T0到时间T1，所述控制器输出第一电流。在时间T1，所述控制器将输出电流降至低于第一电流的第二电流，并且从时间T1到时间T2输出第二电流。在时间T2，所述控制器将输出电流从第二电流降至第三电流，并且从时间T2到时间T4输出第三电流。

计算机系统600包括通过系统总线650连接的一个或多个处理器610、存储器模块620，存储装置630和输入/输出装置640。输入/输出装置640是可操作的，用以将信号通信至一个或多个外设装置660和/或从其接收信号。例如，可使用外设装置660来在存储器模块620和/或存储装置630上存储计算机可执行指令，当由这些处理器执行时，所述存储器模块和/或存储装置是可操作的，以导致所述控制器产生波形以控制泵100的运行并产生泵速模式，如泵速模式200-500。

另外，所述控制器可包括传感器，所述传感器提供指示心脏H的活动的信号。例如，所述控制器可以包括传感器，所述传感器提供指示血泵100的耗电量的信号。所述信号可被用于判定何时左心室LV收缩。例如，对于给定的运行速度，血泵100的耗电量可以在左心室LV收缩时升高。基于所判定的心脏活动，所述控制器可以调整所产生的控制波形。例如，所述控制器可以自动调整泵速模式200的第一部分210和第二部分220的正时和持续时间，使得第一部分210近似地与左心室LV的收缩一致。泵100受到控制，使得时间T0近似地与左心室LV收缩的开始一致，并且时间T2近似地与左心室LV收缩的结束一致。时间T4近似地与左心室LV的下一次收缩的开始一致。因此，对于泵速模式中的一次或多次重复，如上所述的泵速模式的不同的部分和/或段的持续时间可以单独地或整体地改变。采用这些技术，所述控制器可以使血泵100的脉动性运行与心脏H的自然生理性搏动同步。

可替代地，所述控制器可产生独立于心脏H的活动和/或与心脏H的活动相反的控制波形，如在左心室舒张过程中出现第一部分210。同样地，所述控制器可产生包括明显的非生理性脉搏率的控制波形，如少于每分钟40个高压时期，并且可以独立于天然心脏功能而产生波形。在一些示例中，血泵100可以运行以产生明显的生理性脉搏率，如在每分钟50次到110次高压时期之间，并且可以依赖于或不依赖于心脏功能。

已经描述了多种实现方式。然而，将会理解的是在不脱离所要求的精神和范围的前提下可以做出各种修改。例如，如上所述的泵速模式可以使用不同类型的血泵，包括轴流动血泵和离心流动血泵。同样地，如上所述的用于产生脉动性血流模式的血泵的转子可以是电磁性悬浮式、液压悬浮式、机械悬挂式或其组合。这些转子还可以部分是被动地磁性悬浮式的。然而，可以由如下泵最准确地模拟人工脉搏的效果，在所述泵中，转子是电磁性悬浮的并带有或不带有部分被动地磁性悬浮，因为在一般情况下，在其他条件相同时，电磁性悬浮产生转子对速度变化输入的高度响应性。例如，与采用电磁性悬浮的相似泵相比，与机械悬浮相关联的机械轴承和/或与液压悬浮相关联的非常窄的转子间隙阻碍了转子的迅速加速。另外，虽然已经就角速度的测量描述了泵速模式，可以就一个或多个不同的泵速度量产生这些泵速模式。另外，在由所述控制器产生的驱动信号的变化与所述血泵的运行速度的变化之间可能有延迟。因此，可以操作所述控制器，使得在一个时间进行输出驱动信号的变化以便在所希望的时间产生泵运行速度的相应变化，这个时间例如是近似地与所选的心脏活动时间一致。

在一些实现方式中，泵速模式200-500可以包括使血泵以其他速度运行的其他部分或段。例如，在所希望的时间，可以使所述血泵运行以产生泵速模式，所述泵速模式可产生所希望的生理效应，如主动脉瓣的打开或关闭。所述血泵的这种运行可以中断上述的所选的一个或多个泵速模式或其他模式(包括不定期的恒定速度)的总体上连续的重复，并且可以在已经产生所需的生理效应之后恢复所选的泵速模式。泵速模式200-500还可以包括不同的部分或段。例如，泵速模式200的第一部分210的第二段210b可以包括多种泵速。同样地，泵速之间的转换，如从第一转速ω1到第二转速ω2的泵速度的下降，可以包括恒定的、可变的、指数的、它们的组合、或其他随时间的速度变化速率，使得这种转换，如泵速模式500的第一部分510的第一段510a，是线性的、曲线形的、抛物线形的、对数有、正弦的、阶梯形的或它们的组合。

在一些实现方式中，泵速模式200-500中的一个或多个泵速度变化可以是单调的。从一种速度到另一种速度的转换可在一段时期内逐渐发生，然而从一种速度直接变成另一种速度。例如，为了使泵速度从第一转速降至第二转速，所述控制器可降低泵速而不导致出现泵速上升的插入期。同样地，在转换中没有使所述泵运行超过第一转速的情况下，可发生从第一转速到第二转速的转换。

另外，可以根据泵速模式使血泵运行，所述泵速模式是根据与泵速模式相关联的泵耗电率、与泵速模式相关联的的泵效率、与泵速模式相关联的血流速度和/或与泵速模式相关联的血压变化来选择的。例如，在第一模式中，可以操作所述控制器来产生泵速模式，所述泵速模式产生所希望的血压变化率。当检测到低电力状况时，所述控制器可以切换至省电模式，以产生具有低耗电率的泵速模式，即使在所述省电模式中没有产生所希望的压力变化率。

图12展示了根据本发明的一些实施例的用于节电的示例性的方法1000。方法1000可从步骤1002开始，在所述步骤中可植入血泵是以第一流动模式运行的。可以判定向所述泵传递电力的一个或多个电源的类型1004。方法1000还可包括基于一个或多个电源的类型监测所述一个或多个电源1006。可以标识指示用于节电的模式的电力状况1008。当所述电力状况指示用于节电的模式1008时，可以向所述泵发送信号以使所述泵从所述第一流动模式转换为消耗更少电力的第二流动模式1010。所述泵可然后以第二流动模式运行1012。此后，方法1000可包括：标识指示用于节电的模式的电力状况结束1014。在标识指示用于节电的模式的电力状况结束1014时，可向所述泵发送信号以使所述泵从所述第二流动模式转换为第一流动模式1016。所述泵然后可以第一流动模式运行1002。

方法1000可在低电力状况过程中有利地维持VAD运行。提高低电力过程中的VAD运行的持续时间具有很多优点，如患者安全性，如在此讨论的。例如，所述方法可以使得VAD继续不间断地运行更长的持续时间，同时患者能够安全地确保替代电源或对现有的电源进行充电。再进一步地，本发明发现了应用两个外部电源并可完全植入的经皮能量传递系统。

在一些实施例中，所述第一流动模式可以是如上所述的脉动性流动模式或其变体。例如，所述第一流动模式可包括基线速度、到较慢速度的转换、然后到比基线更快的速度的转换、然后返回基线速度。在一些实施例中，所述第一流动模式可具有可调整的基础速率、过冲和心脏舒张期。在其他实施例中，所述第一流动模式可以是非脉动性流动模式。可选地，所述第一流动模式可以是持续速度或恒定速度流动模式。可以由医师根据使用者的需要来设置第一流动模式，或可以是泵的默认运行模式。

在一些实施例中，方法1000可对向泵传递电力的一个或多个电源进行判定或分类1002。在一些实施例中，植入的血泵100可从多个电源接收电力。如上所述，控制器20可经由第一电缆和第二电缆连接至一个或多个电源。例如，血泵100的一些实施例可经由所述第一线缆连接至第一外部可再充电电池22或从其接收电力，并且经由所述第二线缆连接至第二外部可再充电电池22。这些可再充电电池例如可以是锂离子电池。还有，在一些实施例中，控制器20可容纳用在紧急情况中(如在所述第一线缆和第二线缆与控制器20断开时)的低容量可再充电电池，或用于长时间应用的高容量可再充电电池。控制器20电池可以是紧急备用电池(EBB)。可选地，血泵100还可连接至电源模块30，并且可从与电源模块30联接的电连接电源插座(例如AC插座)直接接收电力和/或从容纳在电源模块30内的EBB接收电力。在一些实施例中，电源模块30可经由所述第一线缆和第二线缆联接至控制器20。

在一些实施例中，控制器20可包括电力监测器模块，所述电力监测器模块周期性地检查一个或多个所附接的线缆的电压，以收集所述一个或多个所附接的线缆的RSOC状态信息和/或判定与其连接的电源的类型。在一些实施例中，控制器20可被构造成判定通过所述一个或多个线缆传送电力的电源的类型以及由其提供的电压1004。例如，模拟数字转换器(ADC)可被构造成提供电源信息。可选地，可设有数字模拟转换器(DAC)来验证所述ADC的功能正常。还有，在一些实施例中，EBB驱动器可被构造成提供EBB信息。电力监测器可联接至ADC和/或EBB驱动器，并且被构造成监测ADC和/或EBB驱动器的信息以监测向所述血泵供应的电力的状态。

在一些实施例中，RSOC信息可用于标识电源的类型1004。例如，如果通过所述第一线缆和第二线缆的相对充电状态(RSOC)大于9800mV，所述电力监测器可被构造成判定所述电源是耦合电源模块30。当所述相对充电状态大于或等于330mV且小于或等于4600mV时，所述电力监测器可被构造成判定血泵100的电源是一个或多个耦合的锂离子电池22。当相对充电状态小于330mV或大于4600mV且小于或等于9800mV时，所述电力监测器可标识所述电源是未知的。在一些实施例中，所述电力监测器还可被构造成经由ADC和/或EBB驱动器的信息来监测附接至所述控制器的一个或多个线缆(例如所述第一线缆和第二线缆)的电力状态。例如，在一些实施例中，当相关联线缆的RSOC信息指示断开的线缆时，控制器20可判定所述系统与外部电源断开，并且判定EBB正在对所述泵供电。

所述方法还可包括：基于所述一个或多个电源类型监测所述一个或多个电源1006。例如，所述电力监测器可周期性地分析ADC驱动器单元收集的信息，并且可向所述系统中的其他单元提供电力相关的信息。例如，可以检测所述相对充电状态(RSOC)电池电量并用于判定电源、电力水平以及平均泵电力抽取水平。然后可以由使用者或医师经由系统监测器显示器或视觉指示器(例如是电量表LED等等)输出这个信息。另外，电力监测器可被构造成分析读数并在适当时向故障处理器报告故障状况。

所述电力监测器还可通过从一个或多个所附接的线缆收集非RSOC信息来监测所述一个或多个电源。基于这个信息，所述电力监测器可被构造成通过设定并清除每个电缆上的与电压水平相关的故障来监测一个或多个电源1006。例如，电力监测器可被构造成处理以下故障：对用于所述一个或多个所附接的线缆的线缆断开故障、RSOC红色故障、RSOC黄色故障、未知故障、电压红色故障和电压黄色故障。这些红色故障比黄色故障具有更高的优先级，并且电压故障优先于RSOC故障。在一些实施例中，断开故障可具有最高优先级，并且未知故障可具有第二高的优先级。

因而，在电力监测器被构造成设定并清除与两根电缆(第一电缆和第二电缆)上的电压相关的故障的一些实施例中，所述电力监测器可处理以下故障：第一线缆断开故障；第二线缆断开故障；第一线缆RSOC红色故障；第二线缆RSOC红色故障；第一线缆RSOC黄色故障；第二线缆RSOC黄色故障；第一线缆未知故障；第二线缆未知故障；第一线缆电压红色故障；第二线缆电压红色故障；第一线缆电压黄色故障；以及第二线缆电压黄色故障。

当所述电力监测器没有将线缆指定为黄色、红色、未知或线缆断开状态时，电力监测器可以指定所述线缆是绿色状态。

在一些实施例中，例如，电力监测器可在所述ADC返回到电压小于或等于1000mV时指定线缆的断开故障。另外，当ADC返回到RSOC小于330mV或大于4600mV并小于或等于9800mV时，可以报告线缆未知故障。当RSOC小于1930mV并大于或等于1130mV时，可以触发连接的线缆的RSOC黄色故障。当相对充电状态小于1130mV时，可以触发连接的线缆的RSOC红色故障。当由电源模块30供电时，可以在电压大于10400mV并小于或等于11200mV时触发连接的线缆的电压黄色故障，并且在电压大于1000mV并小于或等于10400mV时触发连接的线缆的电压红色故障。当由锂离子电池22供电时，可以在电压大于1000mV并小于或等于13200mV时触发连接的线缆的电压红色故障。

图13展示了用于电力监测器的示例性的电力监测规则的图形化描述700。所述电力监测器可首先判定线缆是否断开710。当ADC驱动器返回到电压小于或等于断开电压(例如在展示的实施例中是1000mV)时，所述电力监测器可报告对应线缆的断开故障711。当所述ADC驱动器返回电压大于所述断开电压(如1000mV)时，所述电力监测器可判定所述线缆是连接的712。一旦所述电力监测器判定所述线缆是连接的，则所述电力监测器可被构造成判定电源720。

当所述ADC驱动器返回RSOC大于或等于最小电池阈值(例如在展示的实施例中是330mV)并低于最大电池阈值(例如在展示的实施例中是4600mV)时，所述电力监测器可被构造成判定所述电源是电池730(例如可再充电锂离子电池等等)。当RSOC大于最小电源模块阈值(例如在展示的实施例中是9800mV)时，所述电力监测器可被构造成判定所述电源是电源模块740。当RSOC小于所述最小电池阈值(例如330mV)或大于最大电池阈值(例如4600mV)但小于或等于最小电源模块阈值(例如9800mV)时，所述电力监测器可被构造成判定所述电源是未知电源750，并且报告线缆未知故障751。

当所述电力监测器判定所述电源是电池730时，所述电力监测器可被构造成监测所述电池的电荷和/或电压。当所述电压小于或等于电压红色故障阈值(例如在示例性锂离子电池的所示示例中是13200mV)时，所述电力监测器可被构造成报告电缆的电压红色故障状态731。当电压大于或等于正常电压阈值(例如在示例性锂离子电池的所示示例中是14000mV)，所述电力监测器可被构造成然后分析电池的RSOC故障732。

例如，如图13所示，当RSOC小于或等于RSOC黄色故障阈值(例如在示例性锂离子电池的所示示例中是1930mV)时，所述电力监测器可报告RSOC黄色故障733。当RSOC小于RSOC红色故障阈值(例如在锂离子电池的所示实施例中是1130mV)，所述电力监测器可报告RSOC红色故障734。当RSOC大于RSOC黄色故障阈值(例如1930mV)时，所述电力监测器可判定所述电池正在正常运行，并且可经由系统监测器、LED电量指示器等等而向使用者报告电力水平(例如1-4)735。

当所述电力监测器判定所述电源是电源模块740时，所述电力监测器可被构造成监测所述电力监测器的电压水平。当所述电压小于或等于黄色电压故障阈值(例如在所示的实施例中是11200mV)时，所述电力监测器可报告黄色电压故障741。当所述电压小于或等于红色电压故障阈值(例如在所示的实施例中是10400mV)时，所述电力监测器可报告红色电压故障742。当所述电压大于所述黄色电压故障阈值时，所述电力监测器可判定所述电力监测器正在正常运行，并且可经由系统监测器、LED电量指示器等等而向使用者报告电力水平(例如1-4)743。

所述监测器每次执行监测时可报告每根线缆的一个故障。故障可能会保持到出现优先级较低的故障(或无故障)。例如，当从电压红色故障到断开时，所述红色警报器可保持设定，但是当从断开至电压红色时，所述断开故障可被清除。

图14展示了描述用于各种情况下的示例性警报的图表，取决于第一线缆(例如黑色线缆状态)和第二线缆(例如白色线缆状态)的状态。如所展示的，当所述电力监测器报告一根线缆的未知故障、红色故障或黄色故障并且报告另一根线缆的断开障碍、未知障碍或红色故障时，触发低电力危险状况。当所述电力监测器报告两根线缆(白色和黑色)的线缆断开故障时，触发“无外部电源”状况。当一根线缆是绿色时(即没有报告断开故障、未知故障、红色故障或黄色故障)，所述系统可被构造成最多触发低电力建议，不论另一根线缆的状态如何。还有，当所述电力监测器报告两根线缆都有黄色故障时，可以发布低电力建议。当两根线缆都具有绿色状态时，不发布警报。

控制器20可被构造成对所述系统的状态进行监测以标识指示用于节电的模式的电力状况1008。例如，当所述电力监测器检测到低电力危险状况和/或“无外部电源”状况持续了一段延长的时间时，启动省电模式。所述延长的持续时间可以被预设，并且可以是超过5分钟、10分钟、15分钟、20分钟或更长。当所述电力监测器设定每根线缆的断开故障时，可以触发所述无外部电源状况。例如，当所述控制器经由第一电缆和第二电缆联接至电源(例如第一电池和第二电池)时，可以在所述第一电缆与所述第二电缆断开时或当另外被指定为断开故障时触发所述无外部电源状况。在这种情况下，泵100仍然可以由被容纳在控制器20内的EBB供电。然而，由于所述EBB的相对较短的电池寿命，当低电力危险状况和/或无外部电源状况持续了一段延长的时间(例如15分钟)时，优选地它可以警示使用者并启动省电模式。

可以如图14所示的许多方式来触发所述低电力危险状况。例如，在控制器20经由第一线缆和第二线缆联接至电源的实施例中，当发生以下情况时触发低电力危险状况：1)由电力监测器指定所述第一线缆的状态是断开故障、未知故障或红色故障(例如RSOC红色故障，电压红色故障)；以及2)由所述电力监测器发布所述第二线缆的状态是黄色故障(RSOC黄色故障、电压黄色故障)、红色故障(RSOC红色故障、电压红色故障)或未知故障。

在一些实施例中，当低电力危险警报状况或无外部电源警报状况持续了一段延长的时间(单独地或累积地)时，可以进入所述省电模式。例如，当进入省电模式的延长的持续时间是十五分钟时，可以在低电力危险状况已经持续了七分钟且无外部电源警报状况持续了八分钟之后进入所述省电模式。因而，可以在低电力危险状况持续了一段延长的时间之后、在无外部电源状况持续了一段延长的时间之后或在低电力危险状况和无外部电源状况的组合持续了一段延长的时间之后，启动所述省电模式。

另外，当控制器20由紧急备用电池(EBB)供电且所述EBB的总线电压低于阈值(例如10.4V等)时，启动所述省电模式。当所述泵已经由EBB供电一段延长的时间时，触发这种省电模式可能是有利的，并且可能受益于退出省电模式之前的再充电时间。

当进入所述省电模式时，控制器20可被构造成向VAD 100发送命令以在从省电模式启动起的时间段内从脉冲模式转换为恒定速度模式或匀速模式1010。在一些实施例中，所述时间可以是五秒。优选地，所述控制器可被构造成在从所述省电模式启动起的两秒钟内发送转换命令。可选地，当没有外部电源时，所述控制器可被构造成在进入所述省电模式的一秒钟内向所述VAD发送从脉冲模式转换为恒定速度模式的命令。

在一些实现方式中，医师或使用者可输入VAD 100的速度下限，或者速度下限可以是所述装置的默认值。控制器20可被构造成在进入省电模式时向VAD 100发送使速度减至所述速度下限的命令。在一些实施例中，控制器20可命令VAD以50rpm/15秒使速度减至速度下限。

图15展示了用于使可植入血泵在省电状况中运行的示例性的恒定速度模式800。恒定速度模式800可以使所述可植入血泵以恒定转速ω贯穿恒定速度模式800的整个运行。在示例性的恒定速度模式800中，恒定转速ω被示为转速ω_LSL，其对应于默认转速或使用者先前进入的速度下限。虽然展示为以恒定速度下限ω_LSL运行，但是应理解，以其他转速也可以运行其他恒定速度模式。将进一步理解的是，在持续速度模式中，血泵运行速率更均匀或更稳态，但是鉴于不断变化的运行场景还可以随时间变化。

还有，虽然以上省电模式的讨论是参照控制器20向VAD 100发送信号用于从脉动性模式转换为恒定速度模式，应理解的是，其他转换也是可能的。例如，控制器20可被构造成在触发省电模式时控制VAD 100从第一脉动性模式到第二脉动性模式。通过例如以较低的速度进行泵送，所述第二脉动性流动模式可比所述第一脉动性模式消耗更少的电力。例如，在一些实施例中，通过调整所述泵的第一脉动性流动模式的基础速率速度、过冲速度和/或舒张期速度，泵可从第一脉动性流动模式转换为第二脉动性流动模式。可替代地，在一些实施例中，控制器20可被构造成，当触发省电模式时，命令VAD 100从第一恒定速度转换为第二恒定速度模式。通过例如在更低的速度下提供持续速度，所述第二恒定速度模式可比所述第一恒定速度模式消耗更少的电力。

当处于所述省电模式时且当一个或多个省电模式触发了结束(例如外部电源连接)1014时，控制器20然后可以向VAD 100发送信号以根据之前的运行模式而恢复运行1016。例如，在一些实施例中，当VAD 100以省电模式运行时且控制器20检测到连接至如充电外部电池、AC插座等等的外部电源时，控制器20可以退出省电模式并向VAD 100发送信号以使速度改变为先前的运行模式。在一些实施例中，当一个或多个省电触发条件停止时，控制器20可以命令VAD 100从省电持续流动模式转换为正常持续速度模式或脉动性速度模式。所述正常持续速度模式或脉动性流动模式可以是在先的运行模式。可选地，控制器20可命令VAD 100从省电脉动性流动模式转换为正常脉动性流动模式，其可以是在所述控制器进入所述省电模式之前的在先的运行模式。

如以上所提及，在一些实现方式中，血泵100可以用于在过渡时期中(如在从疾病和/或手术或其他治疗中恢复期间)辅助患者心脏。在其他实现方式中，血泵100可以在总体上永久固定的基础上用于部分地或完全地代替患者心脏的功能，如患者的主动脉瓣被手术缩放。

在本说明书中描述的主题和功能操作可以在数字电子电路中实现，或在计算机软件或固件、或计算机硬件(包括本说明书中所公开的结构以及它们的结构等效物)中实现，或在它们中的一者或多者的组合中实现。在本说明书描述的主题可以被实现为一个或多个计算机程序，即一个或多个计算机程序指令模块，这些计算机程序指令被编码在有形的非瞬态程序载体上而用于由数据处理设备执行或用于控制其操作。程序载体可以是例如计算机存储介质、机器可读存储装置、机器可读存储基板、随机或串行存取存储器装置或其中一者或多者的组合，如以下进一步描述的。可替代地或另外地，程序指令可以被编码在人工生成的传播信号、例如机器生成的电信号、光信号或电磁信号上，所述传播信号被生成来对信息进行编码以便传输到适合的接收器设备以用于由数据处理设备执行。

术语“数据处理设备”包括用于处理数据的所有种类的设备、装置和机器，包括例如可编程处理器、计算机、或多个处理器或计算机。设备可以包括专用逻辑电路，例如FPGA(现场可编程门阵列)或ASIC(专用集成电路)。除了硬件之外，设备还可以包括为所讨论的计算机程序创造可执行环境的代码，例如，组成处理器固件、协议栈、数据库管理系统、操作系统或它们中的一者或多者的组合的代码。

计算机程序(也被称为或描述为程序、软件、软件应用、模块、软件模块、脚本或代码)可以用任何形式的编程语言书写，包括编译型或解释型语言或声明型或过程型语言，并且所述计算机程序可以用任何形式来部署，包括作为独立型程序或作为适于在计算环境中使用的模块、组件、子程序或其他单元。计算机程序可以但不需要对应于文件系统中的文件。程序可以被存储在存放其他程序或数据(例如，存储在标记语言文档中的一个或多个脚本)的文件的部分中、专用于所讨论的程序的单个文件中、或多个协同文件(例如，存储一个或多个模块、子程序、或代码部分的文件)中。计算机程序可以被部署来在位于一个地点或跨多个地点分布并且由通信网络互连的一个计算机上或多个计算机上被执行。

本说明书中所描述的过程和逻辑流程可以由一个或多个可编程计算机实行，所述一个或多个可编程处理器执行一个或多个计算机程序以便通过对输入数据进行操作并且生成输出来实行功能。这些过程和逻辑流程也可以由专用逻辑电路(例如，FPGA(现场可编程门阵列)或ASIC(专用集成电路))来执行，并且设备也可以被实现为专用逻辑电路。

适于执行计算机程序的计算机可以包括例如通用或专用微处理器或两者、以及任何其他种类的中央处理单元。总体上，中央处理单元将接收来自只读存储器或随机存取存储器或两者的指令和数据。计算机的主要元件是用于进行或执行指令的处理单元以及用于存储指令和数据的一个或多个存储器装置。计算机也可以包括用于存储数据的一个或多个大容量存储装置(例如，磁盘、磁光盘或光盘)，或被可操作地联接到其上以便从其接收数据或向其传输数据，或两者。然而，计算机不需要具有此类装置。然而，计算机可被嵌入另一个装置中，例如泵、泵控制器或便携式存储装置，例如通用串行总线(USB)闪存驱动器或其他可移动存储模块，仅举几例。

适于存储计算机程序指令和数据的计算机可读介质包括所有形式的非易失性存储器、介质和存储器装置，包括例如：半导体存储器装置，例如EPROM、EEPROM以及闪存装置；磁盘，例如内置硬盘或可移动盘；磁光盘；以及CD ROM盘和DVD ROM盘。处理器和存储器可以由专用逻辑电路补充或合并在其中。

因而，其他实施例落入如下权利要求的范围内。