多模式心室辅助血泵控制器.pdf

多模式心室辅助血泵控制器，属于生物医学工程技术领域，涉及人工心脏血泵的控制器。该控制器包括上位机控制模块、串口通信，上位机控制模块通过串口通信与下位机控制模块连接，下位机控制模块控制血泵的运行，且测量并提供血泵的状态信号给上位机控制模块，该控制器还包括可监测人体状态的信号采集模块，该模块给上位机控制模块提供人体的状态信号。上位机控制模块根据血泵和人体的状态信号可实现六种工作模式，包括：恒定流量模式、最小能耗模式、最小血液破坏模式等。这样的设计更为人性化，更为合理，能够实时根据病人的生理状态调整血泵的工作状态，以适应病人的生理需求；还能够实现小耗能和利于防止血液破坏等情况，克服了现有控制器的弊端。

1.  多模式心室辅助血泵控制器，该控制器包括上位机控制模块、串口通信；上位机控制模块通过串口通信与下位机控制模块连接，下位机控制模块控制血泵的运行，且测量并提供血泵的状态信号给上位机控制模块，其中包括血泵的电压、电流、转速、温度，其特征在于：该控制器还包括可监测人体状态的信号采集模块，该模块给上位机控制模块提供人体的状态信号，其中包括心率(HR)、主动脉压(AOP)、左心室压(LVP)、肺动脉压(PAP)和血液流量(Q)；上位机控制模块根据血泵和人体的状态信号可实现如下工作模式：
●设心率(HR)、主动脉压(AOP)、左心室压(LVP)、肺动脉压(PAP)和流量(Q)为系统的输入，A，B，C为系统的输出(手动切换)；
●当输出为A时，系统工作在常规模式；输出为B时，系统工作在搏动模式；输出为C时，系统工作在启动模式；
●当系统工作在常规模式下时，若检测到触发条件LVP＜LVP0(左心室压小于发生抽吸的左心室压临界点)，则系统切换到抽吸处理模式；
●经过抽吸处理模式下的调整，当检测到条件LVP＞LVP1(左心室压大于左心室恢复充盈的临界点)时，系统切换回到常规模式；
●在常规模式下，若检测到触发条件PAP＞PAP0(肺动脉压大于发生肺淤血的肺动脉压临界点)，则系统切换到肺淤血处理模式；
●经过肺淤血处理模式下的调整，当检测到条件PAP＜PAP1(肺动脉压小于肺循环恢复正常的临界点)时，系统切回到常规模式；
●在常规模式下，若检测到HR，AOP是没有生理意义的值时，系统切换到信号采集模块故障处理模式，经过检修后，当检测到HR，AOP恢复到有生理意义的值时，系统切回到常规模式。

2.  根据权利要求1所述的多模式心室辅助血泵控制器，其特征在于：所述的信号采集模块包含分别测量血流量、血压和心率信号的流量传感器、双有创压力传感器、心电电极；具有多路的由滤波器和放大器构成的输入信号预处理系统，由单片机构成的将预处理后的输入信号进行模数转换的A/D转换系统，将处理后的数据送到上位机控制模块的数据传输系统。

多模式心室辅助血泵控制器
技术领域
本发明属于生物医学工程技术领域，涉及人工心脏血泵的控制器。
背景技术
人工心脏即心室辅助装置，主要应用在救治心脏衰竭的病人。人工心脏中的控制器是人工心脏稳定工作及智能心脏辅助装置的核心部分。
在国外，专利200580038932.4.和US 20040215050A1介绍的人工心脏中以血泵流量为控制信号，通过一定的控制方法来控制血泵的工作状态。在控制方法中提出三种控制模式：恒速模式，恒流模式，最大流量模式。此控制系统由于三种控制模式的设计使得在控制的可靠性和灵敏度方面有了很大程度的提高，是目前国外做的比较好的一套控制系统。但是，由于这三种控制模式是以血泵状态为基础的，而不是以病人的状态为基础的，所以不够人性化，不会完全适合病人的病情。
在国内，清华大学白净教授等的专利CN1446592：微型轴流式血泵的优化非恒速控制方法，是建立在由目标函数、控制参数、限制条件组成的调节血泵转速的优化模型之上的方法。但也由于其非恒速，对电力需求较大。
以上设计存在一些问题。一是，以上设计普遍耗能较大，都在15W以上，这样仪器的实用性就会降低，尤其在病人无法迅速充电的情况下，大量耗电会使病人情况非常危险。二是，由于其血泵的转速较大或速度变化率大，对血液的破坏较大。三是，没有直接根据病人的生理情况来控制人工心脏中血泵的转速，使人工心脏工作在适合病人病情的最佳状态。
发明内容
本发明的目的是提供一种多模式心室辅助血泵控制器，可以根据病人的实际生理状态，选择不同的工作模式，从而让人工心脏达到适合病人病情的最佳工作状态。
为了实现上述目的，本发明采取了如下技术方案：设计一种多模式心室辅助血泵控制器，该控制器包括上位机控制模块、串口通信；上位机控制模块通过串口通信与下位机控制模块连接，下位机控制模块控制血泵的运行，且测量并提供血泵的状态信号给上位机控制模块，其中包括血泵的电压、电流、转速、温度，其特征在于：该控制器还包括可监测人体状态的信号采集模块，该模块给上位机控制模块提供人体的状态信号，其中包括心率(HR)、主动脉压(AOP)、左心室压(LVP)、肺动脉压(PAP)和血液流量(Q)；上位机控制模块根据血泵和人体的状态信号可实现如下工作模式：
●设心率(HR)、主动脉压(AOP)、左心室压(LVP)、肺动脉压(PAP)和流量(Q)为系统的输入，A，B，C为系统的输出(手动切换)；
●当输出为A时，系统工作在常规模式；输出为B时，系统工作在搏动模式；输出为C时，系统工作在启动模式；
●当系统工作在常规模式下时，若检测到触发条件LVP＜LVP0(左心室压小于发生抽吸的左心室压临界点)，则系统切换到抽吸处理模式；
●经过抽吸处理模式下的调整，当检测到条件LVP＞LVP1(左心室压大于左心室恢复充盈的临界点)时，系统切换回到常规模式；
●在常规模式下，若检测到触发条件PAP＞PAP0(肺动脉压大于发生肺淤血的肺动脉压临界点)，则系统切换到肺淤血处理模式；
●经过肺淤血处理模式下的调整，当检测到条件PAP＜PAP1(肺动脉压小于肺循环恢复正常的临界点)时，系统切回到常规模式；
●在常规模式下，若检测到HR，AOP是没有生理意义的值时，系统切换到信号采集模块故障处理模式，经过检修后，当检测到HR，AOP恢复到有生理意义的值时，系统切回到常规模式。
其中的信号采集模块包含分别测量血流量、血压和心率信号的流量传感器、双有创压力传感器、心电电极；具有多路的由滤波器和放大器构成的输入信号预处理系统，由单片机构成的将预处理后的输入信号进行模数转换的A/D转换系统，将处理后的数据送到上位机控制模块的数据传输系统。
本发明的有益效果是：本控制器可调节模式多：恒定流量模式、最小能耗模式、最小血液破坏模式等。这样的设计更为人性化，更为合理。能够实现耗能小(小于15W)和利于防止血液破坏等情况，克服了现有控制器的弊端。
附图说明
图1为本发明的结构框图；
图2为六种控制模式的整体设计原理图
图3为心率与流量变化量对应关系图
图4为心率的变化率与流量增加量之间的关系曲线
图5为抽吸处理模式下控制原理图1
图6为抽吸处理模式下控制原理图2
图7为肺淤血处理模式下控制原理图1
图8为肺淤血处理模式下控制原理图2
图9为信号采集模块故障处理模式控制原理图
图10为启动模式控制原理图
具体实施方式
本发明所述的控制器由上位机控制模块、串口通信、信号采集模块构成。上位机控制模块通过串口通信与下位机控制模块连接，下位机控制模块控制血泵的运行及测量并给上位机控制模块提供血泵的状态信号。信号采集模块可监测人体生理状态的，给上位机控制模块提供人体的状态信号。
上位机控制模块由PC构成，是控制器的核心。上位机控制模块通过下位机控制模块和信号采集模块接收血泵的工作状态信号和人体的生理状态信号。所述的下位机控制模块即人工心脏中血泵驱动装置。
信号采集模块为8通道数据采集与处理模块：由单片机C8051F330及具有放大、滤波的预处理电路，A/D转换电路，通信电路组成。信号采集模块包含分别测量血流量、血压和心率信号的流量传感器、有创压力传感器、心电电极。其中流量传感器采用超声多普勒血流仪，测量血液流量(Q)；有创压力传感器具有多个压力探头分别测量主动脉压(AOP)、左心室压(LVP)、肺动脉压(PAP)；心电电极采用多参数生理信号采集仪，可采集血液温度和心率(HR)。其中，血泵的转速、电压、电流基于下位机控制模块中芯片的反馈；血液流量通过放大电路、滤波电路、A/D转换和计算得出；主动脉压(AOP)、左心室压(LVP)、肺动脉压(PAP)、血液温度、血泵叶片表面温度经放大电路、滤波电路和A/D转换得出。各种参量的数据由通信电路送到上位机控制模块。
下位机控制模块可提供血泵的工作电压、电流、转速、温度信号。上位机控制模块根据这些信号来判断血泵的好坏，结合信号采集模块提供的人体生理状态信号，上位机控制模块可实现六种工作模式的切换，如图2所示。最上方为控制系统关系式，其中，心率(HR)、主动脉压(AOP)、左心室压(LVP)、肺动脉压(PAP)和流量(Q)为系统的输入，A，B，C为系统的输出，中间为一个状态矩阵。当输出为A时，系统工作在常规模式；输出为B时，系统工作在搏动模式；输出为C时，系统工作在启动模式。当系统工作在常规模式下时，若检测到触发条件LVP＜LVP0(左心室压小于发生抽吸的左心室压临界点)，则系统切换到抽吸处理模式，经过抽吸处理模式下的调整，当检测到条件LVP＞LVP1(左心室压大于左心室恢复充盈的临界点)时，系统切换回到常规模式；在常规模式下，若检测到触发条件PAP＞PAP0(肺动脉压大于发生肺淤血的肺动脉压临界点)，则系统切换到肺淤血处理模式，经过肺淤血处理模式下的调整，当检测到条件PAP＜PAP1(肺动脉压小于肺循环恢复正常的临界点)时，系统切回到常规模式；在常规模式下，若检测到HR，AOP是没有生理意义的值时，系统切换到信号采集模块故障处理模式，经过检修后，当检测到HR，AOP恢复到有生理意义的值时，系统切回到常规模式。各个模式下具体的研究思路：
1.常规模式：
以心率和心率变化率为控制信号来调整血泵转速到所需流量。具体的控制方式如图3和图4所示。图3为心率与流量变化量对应关系图。如图所示，当心率HR＜HR0或HR＞HR1时，认为病人的心率处于失控的状态下，此时由于血压和流量处于极不稳定的状态，所以将输出一个恒定的转速值，即血泵工作在恒速的模式下。当HR0＜HR＜HRN0时，认为病人的心率过缓，将造成输出血量不足，所以需增加血泵的流量输出，血泵流量的增加量ΔQ1与心率HR之间呈二次函数关系，之所以设计为二次函数关系是希望当测得的心率HR偏离正常心率上限HRN0较小时，对应的流量只需有一个较少的增加即可满足生理的需求；但是当测得的心率HR偏离正常心率上限HRN0较大时，流量必须有一个较大幅度的增加才能及时地满足病人生理的需求。具体的函数关系式为
ΔQ1=ΔQ1max(HR0-HRN0))2*HR2-2*ΔQ1max*HRN0(HR0-HRN0)2*HR+ΔQ1max*HRN02(HR0-HRN0)2]]>
当HRN0＜HR＜HRN1时，认为病人的心率处于正常的状态下，所以此时血泵保持原来的工作状态即可，血泵的输出流量不变，ΔQ1＝0。当HRN1＜HR＜HR1时，认为病人的心率过快，说明此时病人的供血量不足，所以需要增加血泵流量输出，同理血泵的流量增加量
ΔQ1与心率的关系也呈二次函数的关系。具体的函数关系式为
ΔQ1=ΔQ1max(HR1-HRN1))2*HR2-2*ΔQ1max*HRN1(HR1-HRN1)2*HR+ΔQ1max*HRN12(HR1-HRN1)2]]>
当病人的心率处于正常范围(HRN0＜HR＜HRN1)时，如若心率的变化率突然有一个较大幅度的改变，可以认为心脏的工作状态出现了异常，需要立即改变血泵的流量输出来适应病人的生理需求。图4所示为心率的变化率与流量增加量之间的关系曲线。当0＜dhr/dt＜n时，认为病人的心率变化率处于正常的范围，所以，ΔQ2＝0；当n＜dhr/dt＜2n时，认为病人的心率变化率过速，血泵流量的增加量ΔQ2与心率的变化率呈一次函数的关系，直线斜率为α1；当2n＜dhr/dt＜3n时，血泵流量的增加量ΔQ2与心率变化率亦呈一次函数的关系，但是由于心率变化率增加，所以，直线斜率变为α2，且α2＞α1；往后以此类推。ΔQ2与dhr/dt的具体函数关系式可表达为：
ΔQ2i=Σi=0k-1αi*n+αk*(dhrdt-k*n)]]>i＝0，1，2......k.
在常规模式下，总的血泵的流量变化量ΔQ与心率和心率的变化率都有关，所以ΔQ可以表达为以下形式：ΔQ＝ΔQ₁+f(ΔQ₂)
最后，可以通过数学建模，建立ΔP(左心室压与主动脉压之间的压差)，转速ω，流量Q之间的关系式，从而得出输出信号ω＝f(ΔP，Q)。
2.抽吸处理模式：
此模式下的具体控制思路如图5所示，横坐标为左心室压LVP，纵坐标为血泵流量Q。LVP0为发生抽吸的临界条件，LVP1为心室得到充盈的临界条件。当检测到LVP＜LVP0且dp/dt＜0时，Q＝f(LVP)，若在减少流量的过程中，检测到dp/dt＞0时，流量将保持上一个状态量不变(比如，在B点检测到dp/dt＞0，则保持Q＝QB不变)直到LVP＞LVP1，认为心室已得到一定的充盈，这时可切换到常规模式下，由心率及心率变化来调整血泵流量到正常的范围。
由于流量不可能无限制的下降，当下降到流量的最小值Qmin时也没有检测到dp/dt＞0时(如图6所示)，则有Q＝Qmin直到LVP＞LVP1。
3.肺淤血处理模式：
如图7所示，横坐标为肺动脉压PAP，纵坐标为血泵流量Q。PAP0为发生肺淤血的临界条件，PAP1为肺循环恢复正常的临界条件。当检测到PAP＞PAP0且dp/dt＞0时，Q＝f(PAP)，若在增加流量的过程中，检测到dp/dt＜0时，流量将保持上一个状态量不变(比如，在C点检测到dp/dt＜0，则保持Q＝Qc不变)直到PAP＜PAP1，认为肺循环已经恢复正常，这是可切换到常规模式下，由心率及心率的变化率来调整血泵的流量到正常的范围。
由于流量不可能无限制的上升，当上升到流量的最大值Qmax时也没有检测到dp/dt＜0时(如图8所示)，则有Q＝Qmax直到PAP＜PAP1。
4.信号采集模块故障处理模式：
当信号采集模块发生故障时，得不到实时的生理状态，如图9所示，选择一个合理的转速，保持此转速不变，直到恢复正常。
5.搏动模式：
此模式的具体控制方案如下：首先，定义以下函数：
ΔQ为流量的变化量，P为主动脉压，Q为流量，ω为转速，为ΔQ与P之间的相位角。由上式出发，我们设计了两种工作方案：1)θ＝0时，为ΔQ与P相匹配的情况，即：压力高时(收缩期)，给出一个脉动的流量。2)θ＝180时，为ΔQ与P相互补的情况，即：压力低时(舒张期)，给出一个脉动的流量。
6.启动模式：
此模式如图10所示，保持恒定流量不变。
本发明中的控制器，根据应用中实际情况在不改变硬件的情况下还可方便通过软件实现其它的工作模式。