專利名稱：泵系統(tǒng)的制作方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明總的涉及植入的或可以植入的血泵系統(tǒng)，尤其涉及用于此種泵的生理控制 的方法和系統(tǒng)。
背景技術(shù)：
通常，可以植入的血泵系統(tǒng)用于兩種情況之一。第一，一個(gè)可植入的血泵可完全替 代一個(gè)不能合適地起作用的人的心臟；第二，一個(gè)可植入的血泵可以增強(qiáng)其心臟仍然起作 用但泵抽速率不夠的病人的血液循環(huán)。例如，共同轉(zhuǎn)讓并參考合并其全部內(nèi)容于此的美國專利No. 6，183，412公開了一 種商品名稱稱為“DeBakey VAD ”的心室輔助裝置(VAD)。該VAD是一種小型連續(xù)軸流 泵，設(shè)計(jì)用于對有心臟病的病人提供補(bǔ)充的血液。該裝置附接在左心室頂點(diǎn)和主動脈之間。已知的可植入的血泵系統(tǒng)通常以一種開口環(huán)路方式受到控制，其中設(shè)定一預(yù)定速 度而流動速率按照通過該泵的壓力差而變化。該泵本身可以以一種閉合的環(huán)路方式受到控 制，其中真實(shí)的泵速度返回到一個(gè)電動機(jī)控制器，后者將該真實(shí)的速度與希望的預(yù)定速度 比較而相應(yīng)地調(diào)整該泵。但是，根據(jù)一監(jiān)控的生理參數(shù)而變化泵的速度的先有技術(shù)的閉合 環(huán)路控制系統(tǒng)大部分不能令人滿意。例如，某些系統(tǒng)已嘗試使用病人的心率或脈搏作為生理控制起動，該泵的 速度的設(shè)定點(diǎn)隨病人的心率而變化。其它系統(tǒng)試圖根據(jù)VAD泵的流量的變化或相 對于信號平均值或相對于泵速度的電流信號而變化。例如，推導(dǎo)出一個(gè)“搏動指
x^f最大最小
數(shù)”(^3----)并與一預(yù)定的閾值比較而相應(yīng)地改變泵的速度。
x^f平均不幸的是，這些生理控制方法沒有提供一種充分的環(huán)路控制參數(shù)，因?yàn)樗坪跸襁@ 些已知的生理控制參數(shù)不一定正比于病人的活動水準(zhǔn)(也即病人對增大的血液的要求)而 變化。其次，雖然病人的心率可能在運(yùn)動期間增大，但心率可以受其它因素如服藥或跑步裝 置的控制。還有，病人可能沒有顯著的自然心率作用，妨礙心率隨身體對增大的血流的需求 而增大。而且，存在一些證據(jù)表明，當(dāng)泵的速度增大時(shí)，病人的心率可能減小。因此，心率單 獨(dú)不可能提供一個(gè)令人滿意的生理控制參數(shù)。本發(fā)明解決了與現(xiàn)有技術(shù)有關(guān)的缺點(diǎn)。

發(fā)明內(nèi)容
根據(jù)本發(fā)明，提供了一種泵系統(tǒng)，包括泵、以及具有用于接收血液流動速率信號 的輸入的控制器，該控制器編制程序而從該泵血液流動速率信號獲取一個(gè)舒張期泵流動速 率，并向該泵提供控制信號，從而根據(jù)該舒張期泵流動速率來改變該泵的速度，其中該泵的 速度是根據(jù)患者進(jìn)行的活動改變的。根據(jù)本發(fā)明，還提供了一種泵系統(tǒng)，泵、以及具有用于接收血液流動速率信號的輸 入的控制器，該控制器編制程序而從該泵血液流動速率信號獲取一個(gè)舒張期泵流動速率， 并向該泵提供控制信號，從而根據(jù)該舒張期泵流動 速率來改變該泵的速度，其中該控制器 編制程序以響應(yīng)舒張期泵流動速率的增加或心率的增加而提高該泵的速度，但不響應(yīng)心率 的減小而降低該泵的速度。本發(fā)明涉及用于一種血泵系統(tǒng)如VAD系統(tǒng)的生理控制系統(tǒng)和方法。該泵系統(tǒng)包括 (例如)一個(gè)可植入的泵如VAD和一個(gè)用于控制該泵的控制器。該系統(tǒng)還可以包括一個(gè)可 植入的流量控制裝置。該控制方法包括以一個(gè)預(yù)定速度操作該泵和監(jiān)控病人的舒張期VAD 流動速率。在示范的實(shí)施例中，監(jiān)控峰值舒張期VAD流動速率、平均舒張期VAD流動速率和 /或平均峰值舒張期VAD流動速率。該預(yù)定速率隨舒張期VAD流動速率而變化。泵的速度 還可以隨病人的心率而調(diào)整。在某些實(shí)施例中，該速度隨舒張期VAD流動速率的相應(yīng)變化 而增減。


閱讀下列詳細(xì)描述并參考附圖將清楚本發(fā)明的其它目的和優(yōu)點(diǎn)，附圖中圖1示意地例示按照本發(fā)明的實(shí)施例的一種可植入的泵系統(tǒng)的各種部件；圖2是按照本發(fā)明的實(shí)施例的一種示范的可植入的泵的截面圖；圖3是例示按照本發(fā)明的實(shí)施例的控制器組件的各方面的方框圖；圖4是例示各個(gè)生理參數(shù)的時(shí)間曲線的圖解，表示對應(yīng)于運(yùn)動開始和結(jié)束的各個(gè) 參數(shù)；圖5是示意例示按照本發(fā)明的實(shí)施例的一個(gè)流量處理系統(tǒng)的方框圖；以及圖6是例示按照本發(fā)明的實(shí)施例的一種生理控制方法的流程圖。雖然本發(fā)明可以有各種修改和變更的形式，但附圖中作為例子示出其特定的實(shí)施 例并在本文中詳細(xì)描述。但是，應(yīng)當(dāng)理解，本文對特定實(shí)施例的描述并不將本發(fā)明限制于所 公開的特定形式，相反，本發(fā)明包括由附屬的權(quán)利要求書所界定的本發(fā)明的精神和范圍內(nèi) 的所有修改、等效方案和替代方案。
具體實(shí)施例方式下面描述本發(fā)明的例示實(shí)施例。為了清楚起見，本說明書中沒有描述實(shí)際實(shí)施的 所有特點(diǎn)。當(dāng)然可以理解，在任何此種實(shí)際實(shí)施例的發(fā)展中，必須做出許多實(shí)施的特殊決 定，以達(dá)到發(fā)展者的特定目的，如與系統(tǒng)有關(guān)的和商業(yè)有關(guān)的限制符合一致，這種限制將隨 實(shí)施而變化。而且，可以理解，這樣一種發(fā)展的努力可能是復(fù)雜的和費(fèi)時(shí)的，但對于占有該 公開內(nèi)容的優(yōu)點(diǎn)的該技術(shù)的普通專業(yè)人員仍然是一種例行的任務(wù)。
轉(zhuǎn)到附圖，圖1例示一種例如在美國專利No. 6，183，412中公開的心室輔助裝置 (VAD)系統(tǒng)10，該系統(tǒng)通過參考其全部內(nèi)容而共有地轉(zhuǎn)讓和包括于此。VAD系統(tǒng)10包括為 植入人體內(nèi)而設(shè)計(jì)的部件和體外部件?？芍踩氲牟考ㄒ换剞D(zhuǎn)泵12和一流量傳感器。外 部部件包括一便攜式控制器組件16、一臨床數(shù)據(jù)獲得系統(tǒng)(CDAS) 18和一個(gè)病人家庭支持 系統(tǒng)(PHSS) 20。注入部件通過一個(gè)經(jīng)皮電纜22連接到控制器組件16上。 VAD系統(tǒng)10可以包括一個(gè)可植入連續(xù)流動血泵，如美國專利No. 5，527，159或 No. 5，947，892中公開的軸流泵的各種實(shí)施例，這兩個(gè)專利均全部參考合并于此。圖2中例 示一個(gè)適用于本發(fā)明實(shí)施例的血泵的例子。示范的泵12包括泵殼32、擴(kuò)散器34、流動矯直 器36和無刷DC電動機(jī)38，后者包括定子40和轉(zhuǎn)子42。泵殼32包括有一通過其中的血流 路徑46的流管44、血液入口 46和血液出口 50。定子40附接在泵殼32上，定子最好置于流管44外，并有一個(gè)產(chǎn)生定子磁場用的 定子場繞組52。在一個(gè)實(shí)施例中，定子40包括三個(gè)定子繞組并可以是“Y”形或“ Δ ”形繞 法的三相。轉(zhuǎn)子42置于流管44內(nèi)以便響應(yīng)定子磁場而轉(zhuǎn)動，并包括一電感器58和一葉輪 60。激勵電流外加在定子繞組52上以產(chǎn)生一轉(zhuǎn)動的磁場。多個(gè)磁體62聯(lián)接在轉(zhuǎn)子42上。 磁體62以及因而轉(zhuǎn)子42跟隨轉(zhuǎn)動的磁場而產(chǎn)生轉(zhuǎn)動。圖3概念地例示泵系統(tǒng)10。更具體地說，示出控制器組件16的部分和泵 12。控制器組件16包括一處理器如微控制器80，該處理器在本發(fā)明的一個(gè)實(shí)施例中是 Microchip (微芯片)技術(shù)公司制造的PIC16C77型微控制器。微控制器80包括一個(gè)多通道 模擬-數(shù)字(A/D)轉(zhuǎn)換器，它接受從電動機(jī)控制器84來的電動機(jī)參數(shù)的指示。因此，控制 器組件16可以監(jiān)控諸如電動機(jī)電流、VAD流動速率和電動機(jī)速度之類參數(shù)。圖3中示出的實(shí)施例還包括一個(gè)整體的流量計(jì)124。至少一個(gè)流量傳感器14在泵 12的下游植入。或者是，流量傳感器14可以與泵12組合。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)并向微控制器80輸 出流動速率數(shù)據(jù)，使該系統(tǒng)能監(jiān)控瞬時(shí)流動速率。因?yàn)橹踩氲牧髁總鞲衅?4聯(lián)接在控制器組件16的流量計(jì)124上，所以真實(shí)測量 系統(tǒng)性能(流動速率)除了泵參數(shù)如電動機(jī)速度和電流(功率)外還可用于分析。其次， 因?yàn)榱髁坑?jì)124是控制器組件16的組成部件，所以VAD流動速率可以顯示在控制器組件顯 示器上，而VAD流動速率數(shù)據(jù)可以保存在控制器組件存儲器中。在本發(fā)明的示范實(shí)施例中，電動機(jī)控制器84包括一個(gè)由仙童(Fairchild)半導(dǎo)體 公司制造的Micro Linear (微線性)ML4425型電動機(jī)控制器。本發(fā)明的無刷DC電動機(jī)38 的操作要求電流以適當(dāng)?shù)某绦蛲饧拥蕉ㄗ永@組52以產(chǎn)生轉(zhuǎn)動磁場。兩個(gè)定子繞組52具有 在任何一個(gè)時(shí)間加到其上的電流，通過對相應(yīng)的定子繞組52的電流順序地接通和斷開，產(chǎn) 生轉(zhuǎn)動的磁場。在本發(fā)明的一個(gè)實(shí)施例中，電動機(jī)控制器84感知從電動機(jī)繞組52來的反 電動勢(EMF)電壓，以利用相位鎖定環(huán)路(PLL)技術(shù)來確定合適的換向相位程序。無論何 時(shí)當(dāng)一個(gè)導(dǎo)體如定子繞組52被運(yùn)動的磁力線如組合到無刷DC電動機(jī)38的轉(zhuǎn)子中的磁體 62所產(chǎn)生的磁力線所“切割”時(shí)，就導(dǎo)生電壓。該電壓將隨轉(zhuǎn)子速度42而增大?？梢愿兄?該電壓來確定轉(zhuǎn)子42在三個(gè)定子繞組52之一中的位置，因?yàn)樵谌魏我粋€(gè)時(shí)間只有電動機(jī) 繞組52中的兩個(gè)受到激勵。檢測轉(zhuǎn)子42相對于定子40的位置以便提供合適的定子繞組52的激勵電流程序的另一種方法是使用一個(gè)位置傳感器，如霍爾效應(yīng)傳感器。本發(fā)明的使用一個(gè)帶轉(zhuǎn)子位置 傳感器的電動機(jī)而非無傳感器的電動機(jī)的實(shí)施方面對于具有本公開優(yōu)點(diǎn)的該技術(shù)專業(yè)人 員將是一種例行任務(wù)。但是增加額外的部件如霍爾效應(yīng)傳感器要求在任何植入的裝置的用 途中受到限制的額外空間。 測定實(shí)際的泵速度并將其反饋到控制器組件16，后者將該真實(shí)速度與一希望的預(yù) 定速度進(jìn)行比較并相應(yīng)地調(diào)整泵12。按照本發(fā)明的某些實(shí)施例，泵12以一閉合環(huán)路方式受 到控制，其中所要的泵速度對于諸如睡眠、正?；顒踊蛐惺垢吣芰康仁录亲兓?。心搏的收縮相位稱為收縮期，松弛相位稱為舒張期。這樣，收縮期的VAD流動速率 是最大的VAD流動速率，而舒張期的VAD流動速率是最小的VAD流動速率。已經(jīng)確定(經(jīng) 驗(yàn)地)，病人的舒張期VAD流動速率在運(yùn)動開始顯著升高，而在運(yùn)動結(jié)束時(shí)降低。作為比較， 例如，收縮期VAD流動速率在運(yùn)動的開始和結(jié)束都保持相對的恒定。因此，在本發(fā)明的某些 實(shí)施例中，泵的速度按照舒張VAD流動速率的變化而調(diào)整。心臟周期的收縮相位或泵抽相位稱為收縮期，而松弛相位或填充相位稱為舒張 期。在健康的非VAD病人中，在收縮期中有從左心室通過主動脈瓣的正向血流，而在舒張期 中沒有從左心室通過主動脈瓣的血流。但是，在已經(jīng)植入一左VAD的病人中，在收縮期和舒 張期兩者期間，通常是正流量通過VAD。這是因?yàn)橹踩氲倪B續(xù)流VAD對天然心臟的脈動流量 貢獻(xiàn)增加一個(gè)恒定的正流量偏置。因此，必須修改傳統(tǒng)的收縮流量和舒張流量的定義，以使其可用于植入了左VAD 的病人，為此，此處將收縮流動速率看作是在平均流動速率值之上的流量貢獻(xiàn)，而將舒張 VAD流動速率看作是平均VAD流動速率之下的VAD流量貢獻(xiàn)。此處將峰值收縮VAD流動速 率看作是一次心臟循環(huán)中VAD流動速率波形中的最大VAD流動速率值，而平均峰值收縮VAD 流動速率是在若干心臟循環(huán)期間多次峰值收縮VAD流動速率值的平均值。同樣，此處將峰 值舒張VAD流動速率看作是在一次心臟循環(huán)中VAD流動速率波形中的最小VAD流動速率 值，而平均峰值舒張VAD流動速率是若干心臟循環(huán)期間多次峰值舒張VAD流動速率值的平 均值。已經(jīng)確定，病人的峰值舒張VAD流動速率或平均峰值舒張VAD流動速率在運(yùn)動開 始時(shí)顯著提高而在運(yùn)動結(jié)束時(shí)降低。因此，在本發(fā)明的某些實(shí)施例中，根據(jù)峰值舒張VAD流 動速率或平均峰值舒張VAD流動速率中的變化來調(diào)整泵的速度。圖4提供各種生理參數(shù)包括心率201、峰值收縮VAD流動速率202、平均VAD流動 速率203、峰值舒張VAD流動速率204、平均峰值對峰值VAD流量(VAD流量最大值-VAD流 量最小值)205和平均搏動指數(shù)206的時(shí)間曲線圖。每個(gè)曲線圖包括病人的休息點(diǎn)210、運(yùn) 動開始點(diǎn)212和運(yùn)動結(jié)束點(diǎn)214。如圖4中所示，峰值舒張VAD流動曲線圖204表示隨運(yùn)動 的開始和結(jié)束而產(chǎn)生的最大變化。因此，根據(jù)本發(fā)明的實(shí)施例，監(jiān)控病人的舒張VAD流動速率，對控制器組件16編制 程序，以便根據(jù)舒張VAD流量的增大而增大泵12的速度，并根據(jù)舒張VAD流量的減小而減 小泵的速度。在特定的實(shí)施例中，監(jiān)控病人的峰值舒張VAD流動速率或平均峰值舒張VAD 流動速率并根據(jù)該值控制泵的速度。圖5例示按照本發(fā)明的一個(gè)示范實(shí)施例的模擬流量處理系統(tǒng)250。系統(tǒng)250接收 一個(gè)正比于血液VAD流動速率的模擬電壓輸入信號252并產(chǎn)生一個(gè)數(shù)字輸出信號254，以指示病人何時(shí)開始/結(jié)束運(yùn)動。VAD流量信號252用交流耦合在精密整流器256上而從模擬VAD流量信號252中除去平均VAD流動速率分量。收縮VAD流動速率260和舒張VAD流動速率261被分別獲取。 隔開的收縮和舒張VAD流量信號260、261然后被低通過濾而產(chǎn)生收縮和舒張VAD流動速率 的各自的平均峰值。如此處注意到的，病人的峰值舒張VAD流動速率或平均峰值舒張VAD 流動速率在運(yùn)動期間增大而在休息時(shí)減小。這樣，峰值舒張VAD流動速率或平均峰值舒張 VAD流動速率外加到電壓比較器264上以便將信號與一預(yù)定的閾值266比較并提供病人何 時(shí)正在運(yùn)動的二元指示254。然后可以相應(yīng)地調(diào)整泵的速度。雖然圖5中例示的系統(tǒng)250基于處理一個(gè)正比于VAD流動速率的模擬信號，但對 于擁有本公開的優(yōu)點(diǎn)的專業(yè)人員，外加數(shù)字化地處理VAD流動速率信息作為分立的采樣數(shù) 據(jù)的同樣的或類似的技術(shù)是一種例行的任務(wù)。如本文提到的，心率本身據(jù)信并非是改變泵的速度的唯一的生理指示標(biāo)記。但是， 在本發(fā)明的示范實(shí)施例中，使用與舒張VAD流動速率組合的心率作為生理指示標(biāo)記。這為 其心率正比于其體力活動程度而變化的病人提供改進(jìn)的控制，而仍然允許其心率通過藥物 或通過心臟起搏器的刺激而控制的病人進(jìn)行生理控制。在某些實(shí)施例中，可以采用增大舒張VAD流動速率或增大心率來觸發(fā)由于形體活 動的增加而產(chǎn)生的泵速度的增大。但是，僅使用舒張VAD流量的減小作為導(dǎo)致減小泵12的 速度的形體活動減少的指示。泵12以這種方式受到控制，因?yàn)檫€不知道隨后心率的減小是 否形體活動減少的結(jié)果或因?yàn)楸?2的速度已預(yù)先增大。這是因?yàn)?，泵速度的增大通常?dǎo)致 平均VAD流動速率的相應(yīng)增大以及因而增大了氧對身體的充滿。當(dāng)VAD流量貢獻(xiàn)提高時(shí)， 可能因此(自然地)減小病人的天然心率。圖6是例示按照本發(fā)明的實(shí)施例的生理控制方法。該例示的方法監(jiān)控舒張VAD流 量301 (例如峰值舒張VAD流動速率或平均峰值舒張VAD流動速率)和心率302。在方框 310中，通常通過接收從流量計(jì)124來的VAD流量信號而獲得VAD流動速率。在例示的特定 實(shí)施例中，該流量信號包括一個(gè)正比于VAD血液流動速率的模擬電壓信號，雖然也可考慮 其中接受數(shù)字信號的實(shí)施方案。在方框312中除去信號的DC分量，在方框314中從流量信 號中獲取舒張VAD流量速率。該信號可以用圖5中描述和例示的方式處理。在方框316中，計(jì)算峰值舒張VAD流動速率或平均峰值舒張VAD流動速率，并將該 值外加到方框318中的基線值上。如果當(dāng)與基線(在判定方框320中確定)比較時(shí)舒張 VAD流動速率還未顯著變化，那么該系統(tǒng)繼續(xù)監(jiān)控流動信息。如果舒張VAD流動速率已減小 (判定方框322)，那么泵速度在方框324中減小而建立一新的基線。如果VAD流動速率已 增大，那么泵速度在方框326中減小而建立一新的基線。如上所述，也可監(jiān)控病人的心率，而該信息也可用于泵的生理控制。在方框340 中，獲得心率信息，而在方框342中計(jì)算平均心率(也可應(yīng)用瞬時(shí)心率)。該平均值外加在 基線平均值上(方框344)。將方框342中計(jì)算的平均心率與判定方框346中的基線比較， 如果速率尚未增大，那么該系統(tǒng)繼續(xù)監(jiān)控心率。如果平均心率已經(jīng)增大，那么在方框326中泵速度增大并建立新基線。判定方框 322和346的輸出外加到一個(gè)OR門(或門)348上，使得如果心率或舒張VAD流動速率之一 已增大時(shí)，泵速度在方框326中增大。但是，泵速度僅隨舒張VAD流動速率的負(fù)變化而減小(方框324)。如上面參照圖3注意到的，可植入的泵系統(tǒng)10可以包括一個(gè)可植入的流量測量裝置14。在包括可植入的流量傳感器14的實(shí)施例中，流動速率信息以及因而舒張VAD流動速 率信息可以從由流量傳感器14(以及其中可應(yīng)用的流量計(jì)124)提供的數(shù)據(jù)獲得。但是，舒張VAD流動速率信息可以通過若干方法獲得。例如，某些實(shí)施例包括一個(gè) 可植入的壓力傳感器。而壓力數(shù)據(jù)可用于導(dǎo)出流動速率信息。還有，在其它實(shí)施例中，監(jiān)控 和分析其它泵信號來獲取流動速率信息?？刂破?6接收和監(jiān)控各種系統(tǒng)參數(shù)，如泵電動機(jī)電壓和電流(功率)、泵速度、流 動速度等。這些信號是時(shí)間連續(xù)的帶限制信號。該電流信號是一個(gè)綜合信號，包括病人的心 率(假定心正在搏動)與其它跟病人的心血管系統(tǒng)內(nèi)的某些生理響應(yīng)如瓣的打開和閉合、 系統(tǒng)阻抗中的變化等有關(guān)的頻率。功率信號是泵電動機(jī)電流和泵電動機(jī)電壓的乘積(一個(gè)恒定的純量)，并因此是 一個(gè)包含類似于電流信號的信息的綜合信號。該速度信號通常包括病人的心率(假定心正 在搏動)，作為與涉及類似于上面討論的那些某些生理響應(yīng)的其它頻率一起的占優(yōu)勢的頻 率。該流量信號通常也包括病人的心速和其它與病人的心血管系統(tǒng)內(nèi)的生理響應(yīng)有關(guān)的其 它頻率。例如，病人的心率信息可以從任何對用于生理控制方案的控制器組件16可以利用 的若干信號中任何一個(gè)獲取。上面公開的特定實(shí)施例僅作為例示，因?yàn)橛辛舜颂幷f明的好處的該技術(shù)的專業(yè)人 員顯然可以以不同而等效的方式修改和實(shí)施本發(fā)明。其次，除了如下面權(quán)利要求書中描述 的以外，預(yù)定對此處示出的結(jié)構(gòu)或設(shè)計(jì)的細(xì)節(jié)不存在限制。因此顯然上面公開的特定實(shí)施 例可以變更或修改，而所有這些變化都被認(rèn)為處在本發(fā)明的范圍和精神之內(nèi)。
權(quán)利要求
一種泵系統(tǒng)，包括泵；以及具有用于接收血液流動速率信號的輸入的控制器，該控制器編制程序而從該泵血液流動速率信號獲取一個(gè)舒張期泵流動速率，并向該泵提供控制信號，從而根據(jù)該舒張期泵流動速率來改變該泵的速度，其中該泵的速度是根據(jù)患者進(jìn)行的活動改變的。
2.權(quán)利要求1的泵系統(tǒng)，其特征在于，所述活動是睡眠，正常活動或行使高能量活動。
3.權(quán)利要求1的泵系統(tǒng)，其特征在于，所述控制器編制程序以響應(yīng)舒張期泵流動速率 的增加或心率的增加來提高該泵的速度。
4.權(quán)利要求3的泵系統(tǒng)，其特征在于，所述控制器編制程序以僅響應(yīng)舒張期泵流動速 率的減小來降低該泵的速度。
5.權(quán)利要求3的泵系統(tǒng)，其特征在于，所述控制器編制程序以不響應(yīng)心率的減小降低 該泵的速度。
6.一種泵系統(tǒng)，包括泵；以及具有用于接收血液流動速率信號的輸入的控制器，該控制器編制程序而從該泵血液流 動速率信號獲取一個(gè)舒張期泵流動速率，并向該泵提供控制信號，從而根據(jù)該舒張期泵流 動速率來改變該泵的速度，其中該控制器編制程序以響應(yīng)舒張期泵流動速率的增加或心率 的增加而提高該泵的速度，但不響應(yīng)心率的減小而降低該泵的速度。
7.權(quán)利要求6的泵系統(tǒng)，其特征在于，所述泵的速度是根據(jù)患者進(jìn)行的活動改變的。
8.權(quán)利要求7的泵系統(tǒng)，其特征在于，所述活動是睡眠，正?；顒踊蛐惺垢吣芰炕顒?。
9.權(quán)利要求6的泵系統(tǒng)，其特征在于，所述控制器還編制程序以僅響應(yīng)舒張期泵流動 速率的減小來降低該泵的速度。
全文摘要
本發(fā)明提供一種泵系統(tǒng)，包括泵、以及具有用于接收血液流動速率信號的輸入的控制器，該控制器編制程序而從該泵血液流動速率信號獲取一個(gè)舒張期泵流動速率，并向該泵提供控制信號，從而根據(jù)該舒張期泵流動速率來改變該泵的速度，其中該泵的速度是根據(jù)患者進(jìn)行的活動改變的。
文檔編號A61M1/10GK101816811SQ200910138829
公開日2010年9月1日 申請日期2003年1月7日 優(yōu)先權(quán)日2002年1月7日
發(fā)明者G·F·莫雷爾洛, R·J·本科維斯基 申請人:麥克羅美德技術(shù)公司