专利名称：双加热装置及方法
相关申请的参考本申请要求2004年8月6日申请的美国临时申请60/599,628为优先权。
背景技术：
本发明总体上涉及心脏手术，更具体地说涉及在心脏分流手术过程中传送给病人的血液或其它流体的加热和冷却。
加热和冷却装置是在心脏手术过程中使用的血液灌注系统的重要部分。在手术中，血液在分流线路中冷却，以引起低温用于保护器官。典型地，单独的心肌停搏液(cardioplegia)线路至少周期性地提供冷却溶液的专门流动直接到达心脏。当手术完成时，在病人从麻醉醒过来之前加热在两个线路中流动的血液和/或其它流体。在血液灌注系统的运转过程会产生的不同环境中，期望不仅仅同时加热两个线路或者冷却两个线路，而且冷却一个线路而对另一个进行加热，或者停用一个线路而对另一个进行加热或冷却。
在每个线路中载有血液和/或心肌停搏液的导管通过相应的热交换器。如果必要，在两个相应的加热器/冷却器线路内的水(或其它热交换流体)通过在热交换器内的通道进行抽吸，用于为血液/心肌停搏液增加热量或者从血液/心肌停搏液去除热量。具有一体的控制器和一体的电源的一体加热器/冷却器单元通常独立地包括用于可选择地冷却在两个水线路内的水的单个冰浴室和用于可选择地加热在两个线路内的水的一对加热装置。
从电安全标准和期望通过在操作室内单个的传统电源插座来供电双加热器/冷却器单元的角度看，必须确保从电源插座引出的电流保持安全处在最大极限内。该单元的明显功率消耗元件是控制器电子仪器(例如，微控制器、显示器和其它相关线路)、两个水循环泵以及两个加热器。与运转控制器和泵不同，由于冰用作冷却源，从而冷却功能不消耗功率。当两个加热器都同步运转(即，动脉和心脏麻痹病人线路两者均进行加热并且两个泵均运转)时，发生最大电流引出。
King et al.的美国专利6423268公开了一种双加热器，其中提供线路以防止第一和第二加热器同时启动。而且，加热器不启动直到从另一加热器停用的时间起延迟之后。从而，当需要在两个流体线路中都进行加热时，King et al.可选择地启动两个加热器中每一个，同时具有在两次启动之间的适当延迟时间，从而避免瞬间的切换。通过以补充方式驱动两个加热器(由闭合时间分隔)，对两个线路都进行加热而不超出可用电流。然而，需要包括有多个延迟的相对复杂和昂贵的加热器控制系统以获得必要的延迟。期望在没有这种复杂性或花费的情况下限定最大电流引出。
如King et al.所实现的延迟切换系统具有额外的缺点。当加热器启动时，会流动明显的突入电流。该突入电流会导致线路断路器的跳闸和/或在切换装置中过度地产生热量。由于由不同延迟装置所提供的时间的固有偏差(即使相同制造者和件号)，当启动加热器时会发生明显的时间差错。这些差错能够变大到足以无意中引起加热器的同时启动，导致过度的电流引出。期望消除突入电流并且提供加热器电流的更精确和稳固的控制，以便赢取性能效益并且避免同时的启动差错。
发明内容
本发明具有在不需要延迟或中继线路的情况下限定电流消耗的优点。这里公开了创新的加热器结构和功率分享方法，其中获得精确和稳固的加热器控制并且消除突入电流。
本发明一方面，一种双通道流体温度控制装置，通过使用来自具有功率极限的方便电源插座的动力在手术过程中控制心脏流体(cardiac fluids)的温度。第一循环通道传送第一热交换流体。第二循环通道传送第二热交换流体。第一泵接收第一热交换流体以便在第一循环通道内可选择地抽吸第一热交换流体。第二泵接收第二热交换流体以便在第二循环通道内可选择地抽吸第二热交换流体。第一加热器单元热结合于第一热交换流体并且包括第一多个独立可启动加热元件，上述每个加热元件具有各自的功率消耗。第二加热器单元热结合于第二热交换流体并且包括第二多个独立可启动加热元件，上述每个加热元件具有各自的功率消耗。冷却槽可选择地热结合于第一和第二热交换流体。控制器可选择地启动第一和第二泵以及第一和第二多个加热元件，以便可选择地加热或冷却第一和第二热交换流体，使得所有启动的泵和加热元件的功率引出维持在功率极限之内。
图1是与灌注系统相结合的本发明的双加热/冷却系统的示意/框图。
图2是加热/冷却系统组件的框图。
图3是需要加热的潜在运转模式的图表。
图4是在每个运转模式中不同系统组件的相关功率消耗的图表。
图5是示出用于限定功率消耗到功率极限的输入电压和施加给在单个加热器内的加热元件的电压的波形图。
图6是具有多个加热元件的加热器的优选实施例的局部横截面。
图7是从图6的线7-7看加热器的侧向横截面。
图8是从图6的线8-8看加热器的侧向横截面。
具体实施例方式
本发明是用户可选择的水温调节系统，其由具有相同的加热和冷却性能的两个独立通道构成。该系统的每个通道能够以称为等待(Standby)模式和维持(Maintain)模式的两个模式运转。也可以提供初始(Prime)模式(其中加热器关闭)，其中热交换流体以高流速循环通过系统的所有流动通道，以便用热交换流体填充通道以及去除任何夹带空气。
在等待模式中，用户能够调节设定值温度，但是不存在温度的有效调节。对于该特定的通道来说泵和加热器关闭。包括显示器和处理器的系统电子仪器提供低的功率引出。
在维持模式中，用户能够调节设定值温度并且产生温度的有效调节。根据在任何特定时间是否需要加热或冷却，决定是否可以启动一个或两个泵以及一个或两个加热器。当两个通道都在提供最大加热时，产生最大功率引出。该功率引出等于系统电子仪器、两个泵和两个加热器的组合消耗。虽然将能够对两个加热器设定规格，使得在两个通道都处在最大加热时不超出供应的功率极限，但是期望在每个通道内具有增加的加热能力，使得在仅仅一个通道需要加热时能够提供更高程度的加热。
参照图1，双加热器/冷却器系统10可以用于对病人11的心脏手术的支持。在手术过程中，通过血液线路13和心肌停搏液线路14从病人11进行循环血液，灌注系统12执行心脏和肺功能。在线路13和14中的流体可以分别使用热交换器15和16可选择地被冷却或加热。当必要时，在双加热器/冷却器系统10与热交换器15和16之间的诸如水流之类的热交换流体流动，以获得设定值的温度。
系统10包括能够单独分别地冷却在这些分开的循环通道的每一个中的热交换流体的诸如冰浴20之类的冷却源。连接到热交换器16的第一通道包括第一加热器21和第一泵22，而第二循环通道包括第二加热器23和第二泵24。从电源插座26获得功率的电子仪器模块25连接到加热器21和23上以及连接到泵22和24上。
为了适当地引导热交换流体在第一循环通道内流动用于冷却或加热，阀27引导流体流过冰浴20或加热器21。类似地，阀28将在第二循环通道内的热交换流体引导向冰浴20或加热器23。一对温度传感器30和31连接到电子仪器模块25以提供温度反馈，使得电子仪器模块25能够控制流出的热交换流体的温度到达所需的设定值温度。可选择地，能够采用远程温度传感器。
如图2所示，电源插座26典型地提供有大约20安培的电流极限。在系统10内提供线路断路器32用于限定由系统10引出的电流为16安培，或者大约1750瓦。系统10消耗功率的三个主要组件是系统电子仪器(例如，显示器、控制器、接口和状态线路)、泵和加热器。由于冷却源是操作者添加的冰，冷却不需要用于电子仪器和泵的电功率。系统电子仪器典型地引出大约0.5安培或大约50瓦，并且每个泵引出大约2安培或225瓦。这里给出的几个实例仅仅用于例示，并且由于能够使用一个范围内的输入电压，因此它们仅是大约值。
当在每个循环通道内不需要加热时，那么功率消耗不大于由电子仪器和同时运转(如果两个通道都有效冷却)的两个泵所引出的、需要大约500瓦的功率消耗。那也很好地处在可用的1750瓦之内。然而当需要加热时，必须确保功率消耗保持在可用功率之内。在所讨论的运转模式中，假定两个通道是相同的，因此与对哪个通道进行加热或冷却无关。仅仅多少通道需要加热是重要的。从而，在图2和3中的通道标签A和B是可互换的。
在图3中示出在加热过程中必须管理功率消耗的本发明的运转模式。从而，在模式1中，一个通道处在等待(即，泵或者加热器都不启动)而另一个通道处在维持模式(它的泵连续运转并且根据所感知的温度可能需要加热)。在模式2中，一个通道处在需要加热的维持模式，而另一个通道处在维持模式但仅仅需要冷却(即，另一通道引出用于仅运转泵的功率)。在模式3中，两个通道都处在需要加热的维持模式(即，两个泵和两个加热器都启动)。
在加热过程中出于管理功率消耗的目的，本发明的每个加热器都包括多个独立可启动的加热元件，每个元件具有相应的功率消耗。当需要加热时，系统控制器启动被选择的加热元件，使得启动的加热元件具有维持功率引出处在电源的功率极限之内的组合最大功率消耗。在优选的实施例中，如此选择各个加热元件的规格(即功率消耗)使得当两个通道都同时加热时，然后连续开启在每个加热器内的相应的加热元件，藉此维持功率引出基本上等于功率极限。可选择地，在其它运转模式过程中，加热元件也可以快速开启和关闭(即，被调整)，以对于特定加热元件来说获得少于最大值的加热能量。
图4示出用于说明在不同运转模式中使用的功率的柱形图。每个柱的全部高度表示可用的最大功率(例如1750瓦)。柱35表示模式1，其中一个通道处在等待而另一个通道需要加热处在维持模式。功率消耗40表示由系统电子仪器消耗的功率(例如，大约50瓦)，并且功率消耗41表示在需要加热的通道内由泵使用的功率(例如，225瓦)。功率消耗42表示在启动的加热器中的一个加热元件，并且功率消耗43表示在该加热器中由第二加热元件消耗的功率。
在由柱35表示的模式1中，大约1500瓦维持可由加热通道内的加热元件使用。在该特定实施例中，两元件加热器提供有当在模式1中两个元件均启动时设定规格以便使用全部量可用功率的元件。从而，功率消耗42优选地对应于第一加热元件的625瓦的功率消耗，并且功率消耗43对应于第二加热元件的875瓦的功率消耗。当需要少于最大加热时，那么能够调整两个加热元件中一个或两个的功率(例如，调整脉冲宽度)。
柱36对应于模式3，其中两个通道都处在维持模式并且需要加热。从而，功率消耗40表示系统电子仪器，功率消耗41表示一个泵，并且功率消耗44表示另一个泵。大约1250瓦维持可由双加热器使用。每个加热器具有设定规格以消耗一半的该可用功率而使得两个加热器组合完全使用可用功率的元件。在柱36中，功率消耗45表示由一个加热器使用的625瓦，并且功率消耗46表示由另一个加热器使用的625瓦。根据需要，各个加热器的每个加热元件可以进行调整以产生更少量的热量，但是即使当每个加热元件连续开启时，整个功率引出也维持在功率极限之内。
柱37表示根据第一实施例在模式2中的运转。由于在模式2中仅仅在一个通道内需要加热，在需要加热的通道内能够启动625瓦和875瓦加热元件中的不止一个(即，1250瓦可用)。从而，能量消耗47表示625瓦加热元件的完全启动，并且能量消耗48表示875瓦加热元件的调整，使得其消耗减少到处在最大值的625瓦。柱38示出可选择的实施例，其中如通过具有对应于875瓦规格的功率消耗50所表示的，875瓦加热元件连续开启。调整更小的加热元件以提供大约375瓦的功率消耗51。
通过使用每个加热器的两个加热元件大致对加热元件设定规格，需要最少使用功率调整用于维持功率引出处在可用的功率极限内。而且，由于在两个加热器中不同时需要功率调整用于维持功率引出处在极限内，所以两个加热器都能够同时开启，并且不需要像现有技术中使用的那样切换延迟。
图5示出可以直接结合到由波形53所示的第一加热元件上用于在最大加热时连续启动的AC线电压52。波形54示出传送给第二元件的功率调整。使用脉冲宽度调整，功率开启时间相对开启时间和关闭时间的总和的比例对应于所需完全额定功率的百分比。开启时间在波部分55示出并且关闭时间在波部分56示出。优选地切换发生在零交叉处，以便消除在控制电子仪器中的突入电流压力。
在其它实施例中，其它数量的元件可以包括在每个加热器内。例如，三元件的实施例可以包括在每个加热器中625瓦的第一加热元件、625瓦的第二加热元件和250瓦的第三加热元件。这种实施例能够避免需要调整功率，以便在所有模式中维持功率引出处在最大功率极限之内。然而，驱动电子仪器和加热元件的成本会增加。另外，加热器的外部尺寸不得不增加，以便满足漏电距离和其它需求。
在另一优选的两元件实施例中，每个加热器可以包括1250瓦的第一加热元件和250瓦的第二加热元件。这种实施例可以增加使用调整以便在一些模式中维持适当的功率水平。在其它实施例中，对于每个加热器来说元件的规格不需要相同，特别是在为了不同用途例如一个用于主要的血液供应以及一个用于心肌停搏液，可以优化特定通道的加热需求的地方。
具有两个加热元件的加热器的优选实施例在图6-8中示出。该加热器设计成满足诸如国际电工委员会(IEC)出版物60601-1(亦即UL60601-1)之类的医疗装置的电子安全要求。加热器设计满足如下要求1)两个独立的加热元件封装在具有大约一英寸的直径和六英寸的长度的单个装置中，2)加热元件有效地传送热能到加热器的外表面，3)加热器满足如UL60601-1规定的电介质强度、泄漏电流和漏电/间隙距离，以及4)加热器包括用于以安全方式产生故障的机构。
第一加热元件60和第二加热元件61在纵向槽63和64之内分别安装在伸长的内部芯62上。加热元件60连接到一对动力销65和66上，并且加热元件61连接到部分延伸通过槽63和64的一对动力销67和68上。加热元件60和61与沟槽63和64一样基本上是U形，由此防止加热元件60和61或者动力销65-68在芯62的相邻处内的移动。内部芯62由基本上刚性的绝缘材料制成并且优选地包括具有高的热传导系数的陶瓷。
内隔离管70以不接触的关系接收芯62以及加热元件60和61。管70在一端闭合并且优选地由诸如不锈钢(例如，304不锈钢)之类的导电金属制成。粒状绝缘填充物71在芯62和内隔离管70之间压紧。在一个优选实施例中，松散的氧化镁(MgO)填充物放置在芯62和管70之间的空间内，随后压紧以提高其热传导性能。填充物71电绝缘以防止电结合到管70上。
接地销72具有例如通过焊接与内隔离管70相电连接的终端刃片73。接地销72设计成处理至少40安培的电流至少2分钟。当安装在加热器/冷却器系统中时，接地销连接到底盘或者地面上，以提供对在可能的绝缘击穿的情况下的潜在危险电流进行分流的机构。可以期望增加一个或多个额外的接地销(例如径向相对于销72设置的第二接地销)，以便提供冗余并且使得能够进行接地连接的测试(例如连续性测试)。
可选的绝缘套筒74圆柱地包围内隔离管70的开口端以便覆盖终端刃片73。套筒74可以由例如聚四氟乙烯(Teflon)组成。
在将芯62插入管70并压紧填充物71之后，内部端件75插入管70的开口端以密封管70。内部端件75包括用于以密封关系接收销65-68的孔。内部端件75电绝缘并且可以由塑料组成。
密封的内隔离管70由外隔离管76以不接触的关系进行接收。粒状绝缘填充物77(优选MgO)在管70和76之间压紧。粒状绝缘填充物是热传导并且电绝缘的。管70和76之间的间距由填充物77以及由具有介于管之间的内凸缘80的外端件78进行维持。外端件78密封外隔离管76的开口端并且接收穿过其中的动力销65-68和接地销72。从而，外隔离管76从地面电浮动(floating)，以便同时保护系统用户和病人免受电击。管76优选由诸如镍合金(例如，耐热镍铬铁合金800)之类的导电金属。
绝缘套筒81置于动力销和接地销上，并且密封材料82插入于外隔离管76的开口端内，用于密封管并且支撑动力销及接地销。金属凸缘83结合到外管76上用于将加热器单元安装到加热器/冷却器系统。凸缘83通过套筒81与动力销和接地销电绝缘。绝缘线(未示出)可以卷绕在动力销和接地销上，用于连接到系统电子仪器。优选地，绝缘罩(未示出)附加到绝缘线上，以便提供紧凑及可管理的线装配。
在使用中，连接到接地销和内隔离管的基准线连接到底盘接地上。另外，其可以可选择地连接到监测在加热元件和内管之间的泄漏电流量的电路上。如果在加热元件之间的陶瓷芯或者在芯和管之间的绝缘填充物的绝缘特征破坏的话，泄漏电流量会增加。电路使用阈值，用于指示过度的泄漏电流。一旦越过阈值的话，装置检测到错误条件并且关闭供给加热元件的功率。这允许加热器以安全方式产生故障并且防止病人和用户暴露于过度的泄漏电流。
前面的详细描述应当视为例示而不是限制，并且应当理解正是后面的权利要求包括其所有等价物用于限定本发明的主旨和范围。
权利要求
1.一种双通道流体温度控制装置，通过使用来自具有功率极限的方便电源插座的动力，在手术过程中控制心脏流体的温度，所述装置包括用于传送第一热交换流体的第一循环通道；用于传送第二热交换流体的第二循环通道；第一泵，其接收所述第一热交换流体以便在所述第一循环通道内可选择地抽吸所述第一热交换流体；第二泵，其接收所述第二热交换流体以便在所述第二循环通道内可选择地抽吸所述第二热交换流体；第一加热器单元，其热结合于所述第一热交换流体并且包括第一多个独立可启动的加热元件，上述每个加热元件具有各自的功率消耗；第二加热器单元，其热结合于所述第二热交换流体并且包括第二多个独立可启动的加热元件，上述每个加热元件具有各自的功率消耗；冷却槽，其可选择地热结合于所述第一和第二热交换流体；以及控制器，其可选择地启动所述第一和第二泵以及所述第一和第二多个加热元件，以便可选择地加热或冷却所述第一和第二热交换流体，使得所有启动的泵和加热元件的功率引出维持在所述功率极限之内。
2.如权利要求1所述的装置，其特征在于，所述控制器启动所述加热元件中所选加热元件，所选加热元件具有处在所述功率极限之内的组合最大功率消耗。
3.如权利要求1所述的装置，其特征在于，所述控制器调整所述多个加热器元件中仅仅一个的所述加热元件中所选加热元件，以产生维持所述功率引出处在所述功率极限之内的组合的实际功率消耗。
4.如权利要求1所述的装置，进一步包括第一和第二温度传感器，其热结合到所述第一和第二热交换流体，用于分别产生第一和第二温度测量值；其中，所述控制器相应于所述第一和第二温度测量值调整所述可选择启动的加热元件，以便分别根据第一和第二预定设定值维持所述第一和第二热交换流体的各自温度。
5.如权利要求1所述的装置，其特征在于，所述控制器响应于所述泵的启动状态以及所述第一和第二循环通道的加热或冷却模式，以便确定所述加热元件的启动。
6.一种具有第一和第二通道的双通道热交换装置，所述装置通过使用来自具有预定功率极限的方便电源插座的动力来升温心脏流体，所述装置包括在第一通道内的第一加热器，其具有独立能通电的第一和第二电加热元件；在第二通道内的第二加热器，其具有独立能通电的第三和第四电加热元件；以及用于分别在所述第一和第二通道内循环热交换流体的第一和第二流体泵，其中，所述泵中每一个当其各自的通道启动时都消耗预定的功率引出；所述第一和第三加热元件可选择地提供同时、连续的启动，以便与两个所述流体泵一起提供基本上等于所述功率极限的组合的功率消耗；所述第二加热元件与所述第一加热元件一起可选择地提供同时、连续的启动，以便与所述第一加热元件和所述第一流体泵一起提供基本上等于所述功率极限的组合的功率消耗；以及所述第四加热元件与所述第三加热元件一起可选择地提供同时、连续的启动，以便与所述第三加热元件和所述第二流体泵一起提供基本上等于所述功率极限的组合的功率消耗。
7.如权利要求6所述的装置，其特征在于，仅仅当所述第三和第四加热元件和所述第二流体泵连续停用时，所述第二加热元件才启动，并且仅仅当所述第一和第二加热元件和所述第一流体泵连续停用时，所述第四加热元件才启动。
8.如权利要求6所述的装置，其特征在于，所述第一和第三加热元件具有基本上相等的单独的功率消耗。
9.如权利要求6所述的装置，其特征在于，所述第二和第四加热元件具有基本上相等的单独的功率消耗。
10.如权利要求6所述的装置，进一步包括根据包括第一模式在内的多个运转模式用于启动所述加热器和所述泵的控制器，该第一模式中，所述第一和第二泵启动，所述第一和第三加热元件启动，并且所述第二和第四加热元件连续停用。
11.如权利要求10所述的装置，其特征在于，所述第一和第三加热元件连续启动以便获得最大加热。
12.如权利要求10所述的装置，进一步包括第二模式，在该第二模式中，所述第一泵启动，所述第二泵停用，所述第一和第二加热元件启动，并且所述第三和第四加热元件连续停用。
13.如权利要求10所述的装置，进一步包括第三模式，在该第三模式中，所述第一和第二泵启动，所述第一和第二加热元件启动，所述第三和第四加热元件连续停用，并且其中调整所述第一和第二加热元件中至少一个的启动，以便维持总的功率消耗处在所述功率极限之内。
14.如权利要求10所述的装置，其特征在于，调整在所述运转模式中启动的至少一个加热元件，以便根据温度设定值控制热传递到所述热交换流体。
15.一种用于心血管加热器/冷却器装置的多元件加热器装置，包括基本刚性绝缘材料的伸长的内部芯；安装在所述芯上的第一加热元件；安装在所述芯上、且与所述第一加热元件分开的第二加热元件；连接到所述加热元件上的多个动力销；以不接触关系接收所述芯和所述加热元件的内隔离管；在所述芯和所述内管之间的粒状绝缘填充物，所述粒状绝缘填充物是热传导的；内端件，其密封所述内隔离管的端部并且接收穿过其的所述动力销；以不接触关系接收所述内隔离管的外隔离管；在所述内隔离管和所述外隔离管之间的粒状绝缘填充物，所述粒状绝缘填充物是热传导的；外端件，其密封所述外隔离管的端部并且接收穿过其的所述动力销；以及接地销，其连接到所述内隔离管上并且通过所述内端件和外端件。
16.如权利要求15所述的装置，其特征在于，所述外隔离管从地面电浮动。
17.如权利要求15所述的装置，其特征在于，所述内部芯包括接收所述第一和第二加热元件的纵向槽。
18.如权利要求17所述的装置，其特征在于，所述第一和第二加热元件均是U形的。
19.如权利要求15所述的装置，进一步包括安装到所述外隔离管的所述端部上的凸缘。
20.如权利要求15所述的装置，其特征在于，所述内隔离管由不锈钢构成。
全文摘要
一种双通道流体温度控制装置，通过使用来自具有功率极限的方便电源插座的功率，在手术过程中控制心脏流体的温度。第一泵接收第一热交换流体以便在第一循环通道内可选择地抽吸第一热交换流体。第二泵接收第二热交换流体以便在第二循环通道内可选择地抽吸第二热交换流体。第一加热器单元包括第一多个独立可启动加热元件，上述每个加热元件具有各自的功率消耗。第二加热器单元包括第二多个独立可启动加热元件，上述每个加热元件具有各自的功率消耗。控制器可选择地启动第一和第二泵以及第一和第二多个加热元件，以便可选择地加热或冷却第一和第二热交换流体，使得所有启动的泵和加热元件的功率引出维持在功率极限之内。
文档编号A61M5/44GK1730108SQ20051008941
公开日2006年2月8日 申请日期2005年8月5日 优先权日2004年8月6日
发明者R·A·埃克尔斯通, R·M·马托维纳 申请人:泰尔茂心血管系统公司