专利名称：血泵系统的制作方法
技术领域：
本发明主要涉及血泵系统，更具体地，涉及血泵系统以及相关操作方法。
背景技术：
通常，在两种情况下可使用血泵系统。第一种情况，血泵可以完全替换 不能正常工作的人类心脏，或者，第二种情况，血泵可以在其心脏虽然仍能 工作但搏动速率不足的患者中促进血液循环。
例如，通过引用将共同转让的美国专利No.6,183,412的全部内容结合于 此，该专利公开了一种被商业上称为"DeBakey VAD "的心室辅助装置 (ventricle assist device ) ( VAD )。 VAD㊣是一种微型连续轴流泵，其被设计 为向心脏病患者提供额外的血液流动。这种装置连接在左心室心尖部(apex ) 和大动脉之间。
许多著名的血泵系统通常是以开环方式进行控制，其中，设置了预先确 定的速度，并且流速根据血泵两端的压力差而变化。血泵自身以闭环方式控 制，其中，实际的泵速反馈回电机控制器，从而将实际的速度与所期望的预 定速度进行比较，以相应地调整血泵。在其它控制血泵的闭环方式中，泵速 根据诸如患者脉沖或血流速度等患者的监控参数而变化。无论血泵是以闭环还是开环方式工作，都期望监控几种泵工作参数，诸 如电压水平、电流水平、泵速、流速等。然而，为泵系统增加其它测量装置 会增加系统的复杂度，并增加系统的功耗需求。
发明内容
本发明的示教涉及诸如VAD(心室辅助装置)系统的血泵系统。泵系统 例如包括可植入的泵以及控制泵的控制器。系统还包括可植入的流量测量装 置。处理装置接收诸如泵电压、泵电流以及泵速等泵参数的指示。基于泵参 数确定流速，并将该确定的流速与由流量测量装置测量得到的实际流速相比 较。周期性地向流量测量装置供电以进行此比较，然后断电以节省功耗。基 于所确定的流速和实际流速之间的差异来确定流量测量装置断电的时间段。
这样，根据本发明的第一方面，描述了一种血泵系统，其中，血泵系统 包括泵，流量测量装置，其被配置为测量正在被泵送的液体的流速，以及处 理装置，其接收泵参数的指示，该处理装置被编程为基于泵参数确定流速， 并且将所确定的流速与测量到的流速进行比较。进一步根据本发明的这一方 面，可以周期性地将所确定的流速与所测量的流速进行比较，并且周期性地 对流量测量装置断电。此外，在对流量测量装置周期性断电的情况下，响应 于流速和测量的流速之间的差异确定装置被断电的时间段。进一步根据本公 开的第一方面，泵参数可选自泵电压、泵电流和泵速以及这些参数的组合， 并且处理器访问查询表或使用多项式模型或类似这样的系统确定流速，当 然，此处理器也可以基于这些泵参数直接计算流速。
根据本发明的第二个方面，描述了一种操作血泵系统的方法，其中，此 方法包括对血泵参数进行采样，测量正在纟支泵送的液体的流速，基于泵参数 确定流速，以及将所确定的流速与所测量的流速进行比较。进一步根据本发 明的此方面，周期性地将所确定的流速与所测量的流速进行比较，并且周期 性地对流量测量装置断电。此外，在对流量测量装置周期性断电的情况下， 响应于流速和测量流速之间的差异来确定对装置断电的时间段。进一步根据 本发明的第一方面，泵参数选自泵电压、泵电流和泵速以及这些参数的组合， 并且处理器访问查询表或使用多项式模型或类似这样的系统确定流速，当 然，此处理器也可以基于这些泵参数直接计算流速。
以下附图作为本说明书的一部分被包含进来，以进一步展示本发明的一 些部分。通过参考这些附图中的一个或多个，并结合此处呈现的具体实施例 的详细描述，可以更好地理解本发明。
图1示意性阐释根据本发明示教的可植入泵系统的各个部件； 图2阐释根据本发明示教的范例可植入泵的剖视图； 图3的框图阐释根据本发明示教的控制器模块的各个方面； 图4示出了多维数据表，此表关联了泵流量、泵速度以及泵功率； 图5的框图概念性地阐释根据本发明示教的流速率确定系统； 图6的框图示出了根据本发明示教的流动计算处理。 尽管此处披露的发明可以有各种修改和替换形式，但是，附图中仅以实 例方式示出了少量具体实施例，并对它们进行详细描述。这些具体实施例的
度或范围。相反，提供这些附图和详细书面描述是为了向本领域普通技术人 员阐释发明概念，以便他们能够实现并使用这些发明概念。
具体实施例方式
以上描述的图以及以下对具体结构和功能的书面描述不是为了限制申
请人发明的范围或所附权利要求的范围。相反，提供这些图和书面描述是为 了将本专利试图保护的发明教授给本领域普通技术人员，以便他们能够实现
并使用本发明。本领域技术人员可以理解，为了简洁和便于理解，此处并没 有描述或示出本发明的商用实施例的全部特征。本领域技术人员也将能够理 解，开发一个集成本发明各方面的实际商用实施例将需要各种依赖于具体实 现的决策，以实现开发者对于商用实施例的最终目标。这样的依赖于具体实 施的决策可以包括并且不限于与系统相关、业务相关、政府相关以及其它限 制相符合，这将随具体实施方式
、位置以及时间而改变。尽管从绝对意义上 来看，开发者可能要付出复杂的、很费时间的努力，然而，这些努力是受益 于本说明的本领域技术人员所进行的例行工作。必须理解的是，此处披露和 教授的发明可以有各种修改和替换形式。最后，对于诸如"一个"，但不限 于此的单数形式术语的使用并不意味着对于项目数量的限制。并且，为便于 书面描述的简洁，在图表的具体引用中使用了诸如"顶部"、"底部"、"左
6边"、"右边"、"上方"、"下方"、"下"、"上"、"侧边"等方位术语，但不限
以下将参考方法的框图和/或操作性阐释图来描述本发明的具体实施例。 可以理解，可以用模拟和/或数字硬件，以及/或者计算机程序指令实现框图 和/或操作阐释图中的各个框，以及框图和/或操作阐释图中的框组合。可以
向通用计算机、特定用途的计算机、ASIC以及/或者其它可编程数据处理系 统的处理器提供这样的计算机程序指令。所执行的指令可以生成结构和函 数，以实现框图和/或操作阐释图中指定的动作。在一些其它的实施例中，图 中注解的函数/动作/结构可以不按照框图和/或操作阐释图中标注的顺序出 现。例如，示出的两个操作是顺序发生的，实际上，也可以同时执行，或者 以相反的顺序执行，这取决于所涉及的功能/动作/结构。
可以用面向对象的编程语言、传统的过程式编程语言，或者i者如汇编语 言和/或微代码等低层代码编写此处公开的实施例所使用的计算机程序。作为 单独的软件包或者作为另一个软件包的一部分，程序可以完全在单个处理器 上和/或在多个处理器上执行。
概括而言，申请人建立了血泵系统以及操作这样的血泵系统的方法，其 中，所述系统可以被编程为基于泵参数和所测量的流速以确定流速，其中， 可以利用这些已确定的流速来控制装置的功率使用。
回到附图，图1示出了根据本发明的示教的范例血泵系统。所示出的系 统是诸如美国专利No.6,183,412中4皮露的心室辅助装置(VAD)系统10，其 被共同转让，并通过引用将其全部内容结合于此。VAD系统10包括设计为 植入人体的部件以及人体外部的部件。可植入的部件包括旋转泵12和流量 传感器14。外部部件包括便携式控制器模块16、临床数据获取系统(CDAS) 18，以及患者家庭支持系统(PHSS) 20。植入的部件经由穿过皮肤的电缆 22连接到控制器模块16。
VAD系统10可以结合有可植入的连续血流泵(flow blood pump )，诸如 美国专利No.5，527,159或者美国专利No.5，947，892中4皮露的轴式流泵(flow pump)的各种实施例，通过引用将它们全部结合于此。图2中阐释了一种适 用于本发明实施例的血泵的例子。示例性的泵12包括泵外壳32、扩压器 (diffbser) 34、整流器(flow straightener) 36，以及无刷DC电机38,此电 机包括定子40和转子42。外壳32包括具有从其通过的血流路径46的流管定子40连接到泵外壳32,优选地，其位于流管44的外部，并且具有定 子励磁线圈52，以产生定子磁场。在一种实施例中，定子40包括三个定子 线圈，它们以三相方式"Y，，形或"三角(Delta)"形缠绕。转子42位于流 管44内部，响应于定子》兹场旋转，并包括电感器58和叶轮60。将激励电流 作用于定子线圏52,产生旋转磁场。将多个磁体62连接到转子42。磁体62 并且从而转子42跟随旋转磁场产生旋转动作。
图3概念性地示出了示例性泵系统10的其它方面。更具体地，示出了 控制器模块16以及泵12的一些部分。控制器模块16包括诸如微控制器80 的处理器，在本发明的一种实施例中，其为微芯片技术有限公司(Microchip Technology, Inc.)(亚利桑那州钱德勒(Chandler, Arizona ))制造的PIC16C77 型的微控制器。微控制器80包括多通道模数(A7D)转换器，此转换器从电 机控制器84接收电机参数的指示。从而，控制器模块16可以监控诸如瞬时 电机电流、电机电流的AC分量以及电机速度等参数。
在本发明的示例性实施例中，电机控制器84包括Micro Linear ML4425 电机控制器(可从加利福尼亚州圣何塞的Micro Linear公司获得)。本发明 的无刷DC电机38的操作要求电流以合适的顺序作用于定子线圈52，从而 生成旋转场。在任一时刻都有电流施加于两个定子线圈52，并且通过顺序地 开、关施加于各个定子线圈52的电流来产生旋转^磁场。在本发明一种实施 例中，电机控制器84从电机线圈52感应反电动势(EMF)电压，以利用锁 相环(PLL) 4支术确定适当的换向(commutation)相位序列。 一旦i者如定子 线圈52的电导体被由诸如无刷DC电机38的磁体62产生的移动磁力线切 割，则得到感应电压。电压将随转子速度42增加而增加。由于在任一时刻 仅有两个电机线圈52被激活，可以获得三个定子线圈52中的一个线圈中的 感应电压，从而确定转子42的位置。
另一种方法也可以检测转子42相对于定子40的位置，从而提供适当的 定子线圈52激励电流序列，此方法可使用诸如霍尔(Hall)效应传感器或者 磁通闸门传感器(fluxgate sensor)等位置传感器。利用具有转子位置传感器 的电机而不是无传感器的电才/L实现本发明的各方面，对于受益于本发明的本 领域技术人员来说是例行工作。然而，增加诸如霍尔效应传感器等其它部件 需要额外的空间，这在任何植入式装置应用中受到限制。此外，使用位置检测装置也增加了系统失效的来源。
实际的泵速度被确定，并^L^馈给控制器模块16，此模块将实际的速度 与所期望的预确定速度相比较，并相应地调整泵12。才艮据本发明一些实施例， 可以以闭环方式控制泵12,其中，所期望的泵速随着休眠、正常活动或者高 能量运转等各种不同情况而改变。
图3所示的实施例进一步包括集成的流量计124。在泵12的下游植入至 少一个流量传感器14。或者，将流量传感器14与泵12集成在一起。流量计 124连接在植入的流量传感器14和微控制器80之间。流量计124从流量传 感器14接收数据，并向微控制器80输出流速数据，使得系统可以监控瞬时 流速。
可以使用流量传感器14和流量计124连续测量实时血液流速，提供真 实的经过校准的独立血液流量计量，同时仅耗费0.5瓦特。然而，可以通过 直接源自内部泵信号获得流量来实现功耗降低。此处描述的获取血液流速的 算法可以独立工作，也可以与已有的实时流量计124 —起工作。
将包含流量与功率和速度信息关系的主数据表以多维矩阵的形式存储 在微控制器80的存储器中。图4示出了这样的数据表的例子。微控制器80 被编程从而对泵模拟电压、电流和速度信号采样并且通过查找主数据表，输 出对应的流量值，以便于显示和实现泵控制目标。
周期性对实时流量计124供电，并将其输出与所获取的数值进行比较。 控制实时流量计124所用的工作周期(duty cycle )与实际测量的流量和所获 取的流量数值之间的差异成比例，并且，它们越接近，对流量计124的供电 次数就越少。此外，存储了副数据表，其包含实际流量、所获取的流量、电 压、电流，以及速度信息，并被用于证明算法在其使用期间运行正确。也可 以使用来源于多位患者的副数据表的汇合(compilation)来进一步优化主数 据表。尽管这个特别的方面阐述了通过处理器使用查找表来确定流速，然而， 也可以使用其它合适的测量方法，诸如多项式模型系统以及其它已知的、适 用的查找表替换方式。
将实时流量计124的工作周期控制与流量估计算法一起应用能得到一个 系统，此系统能够连续可靠地输出准确的流量信息，同时，其功耗少于流量 计本身功耗的1/10。这种混合方法进一步允许以安全可控的方式测试算法， 并且可将功冲毛降低多于一个数量级(more than a magnitude )，同时，还能够保持已有的实时流量计124的精度。
图5的框图利用泵内部电压、电流和速度信号，以及流量计124，概念 性地阐释了流速确定系统200。系统200包括多通道模拟-数字转换器(ADC) 210,其对内部泵信号212进行采样；单通道数字-模拟转换器(DAC) 214, 其将所获取的流量值输出为与流速成比例的电压，精确电压参考(VREF) 216，其供ADC 210和DAC 214两者使用，以及微控制器80,其协调必要 的数据获取、定时，以及离散数字I/O (输入/输出)动作。可以利用低功耗 可编程只读存储器(PROM)、现场可编程门阵列(FPGA)、复杂可编程逻 辑器件(CPLD),或者其它合适的器件实现微控制器80的功能。
泵功率是泵电压和电流的乘积。因此，如果系统首先通过计算采样得到 的泵电压和电流信号的乘积获得泵功率，那么多维矩阵的复杂度可以减少一 个维度。如上讨论，从主数据表220中提取所获得的流量值，诸如图4所示 的表，此主数据表包含多维矩阵，而多维矩阵装满了泵流量对泵电压、泵电 流以及泵速度数据值。采样的数值作为表格的指针(pointer )。在示例性的 系统中，此多维矩阵装满了线性(均匀)分布的泵流量与泵电压、泵电流以 及泵速度数据值之间的关联。在另一种具体实现中，多维矩阵表示出非线性 (不均匀)分布的泵流量与泵电压、泵电流以及泵速度数据值之间的关联， 从而在流量相对于电压、电流，以及/或者速度有较大变化的区域中提供较高 的解析度和精度。此系统可以在已编程的数据点之间的区域中插入数据。进 一步，可以作为系统正在工作的泵特征曲线的函数来选择所使用的插值类 氛
或者，可以利用公式直接计算所获得的流量值，此公式作为泵功率和速 度的函数来确定所获得的流量
derived—flow=f(pump_power，pump—speed).
此方法潜在地提供了更高的精确度，并且提供了更大的计算复杂度和更 多的功耗。更具体地，优点还包括增加的系统可靠性、降低的部件数量，降 低的功耗，降低的热耗散，通过表皮的系绳内部减少的导体数量(周长)， 减少的VAD接口连接器尺寸，减少的成本，减小的控制器尺寸/体积，以及 减少的植入患者体内的硬件数量。
.例如， 一种直接获取流量的方法使用三个方程从泵电机工作特性获得流 速信息。以下描述的方程基于对经验性泵电机数据(如，特性曲线)进行的几种多重回归分析，其中，泵电机数据具体包括各种流速与泵电机速度、功 率(电压和电流的乘积)，以及压力差的关系。
示例性的泵系统电机的特征性能曲线内部的非线性表示血液流速不是 泵电机速度、电机电压以及电机电流的直接函数。这样，对于给定的速度和 功率(电才几电压和电流的乘积)，可以存在多个流速。然而，相应的泵电才几 速度、功率，以及压力差具有唯一的流速。泵系统测量电机电压、电机电流 以及电机速度，但不测量泵两端的压力差。不巧的是，这不是能方便地测量
的参数，并且需要其它电子电路、软件以及安装在VAD泵电机的入口和出 口侧的压力变换器。这些压力变换器和它们相关的硬件和软件将增加系统的 整体复杂度。
因此，需要首先乂人电机电压、电流和速度计算压力差。然后，将计算得 到的压力差数值与电^/L电压、电流和速度重新组合，计算流速的唯一数值。 此数学推导包含三个方程，如下所示
计算作为电压和电流的函^t的电才几功率
Power(t)=f(Voltage(t),Current(t)).
计算作为功率和速度的函数的压力差 DifferentialPressure(t)=f(Power(t)，Speed(t)). 计算作为功率、速度以及压力差的函数的流速
Flow(t)=f(Power(t),Speed(t)，DifferentialPressure(t)).
图6的框图阐释了流量计算处理。此系统必须首先采样电机电压、电机 电流以及电机速度。然后必须将电机电压和电机电流相乘，以计算瞬时电机 功率。接着，结合泵电机速度和计算得到的瞬时电机功率，以利用DP(t)的 方程(两个独立变量功率和速度)计算压力差。再结合压力差的计算值和 电机电压、电机电流以及电机速度的相应值，以利用Flow(t)的方程(三个独 立变量；功率，速度，以及压力差)计算流速。
功率和压力差的方程可以分别用于代入流量方程中的各个独立变量。这 将最终得到作为功率和速度的函数的单个流量方程。在示例性实施例中，通 过对经验性的试管内泵性能数据应用多重回归技术得到Flow(t)和DP(t)的方 程。利用MicroMed流量环(Flow Loop )(得克萨斯州l木斯敦的麦克罗美德 技术公司(MicroMed Technologies, Inc ))和相关电子测量设备获得约500个 试管内数据点。泵电才儿电压、电流、入口/出口压力差和流速净皮测量并#1记录
ii(log )。以500 RPM为刻度，在一千(1000 ) RPM和一万两千五百(12,500 ) RPM之间获取数据。Flow(t)的方程基于三个独立变量(功率、速度和压力 差)的使用，而DP(t)的方程基于两个独立变量(功率和速度)的使用。
通过首先生成简单的回归方程(y=a+b*Xl+c*X2+d*X3 ),估算其相关 矩阵，然后进一步提炼方程来得到用于Flow(t)的方程。对此进行重复，从而 实现更好的适配。生成和估算了约50个方程，且最佳适配的多重确定的系 数为R2=0.9910,多重确定的调整后系数为Ra2=0.9903。此"最佳适配，，方 程在数据集内的99.1%的变化(variation)上具有高确定性解释。
以同样的迭代方式进行第二次回归分析，具体生成用于DP(t)的方程。 生成和估算了约四百个方程，且最佳适配方程的多重确定的系数为 R2=0.9334,经过多次确定的调整后系数为Ra2=0.9303。此"最佳适配，，方程 在数据集内的93.0%的变化上具有高确定性解释。
用于功率的方程准确率是100%(R2=1.000),因为，它是电机电压和电流 的简单乘积。整个模型的准确率是各个方程的多重确定的系数RP。wer2=l .000， RFlow2=0.9910，以及Rdp^0.9334的乘积。结果为RT。tal2=0.9250,因此，整个 模型解决(account for) 了在数据集上的92.5%的变化。
进行第三次回归分析，进一步证明需要使用中间的DP(t)计算。第三次 回归分析将流量方程的具体生成为功率和速度的函数。生成和估算了约400 个方程，且最佳适配方程中多重确定的系数为R2=0.8244,多重确定的调整 后系数为Ra2=0.8162。整个模型的准确率是各个方程的多重确定的系数 Rp。，^1.000和Rf,。w^0.8244的乘积。结果为RT。tal2=0.8244,因此，整个模 型解决了在数据集上的82.44%的变化，准确率比使用中间DP(t)计算的模型 低10个百分点。
可以以软件和/或硬件实现此数学推导。软件实现包括使用已有的微控制 器84,其它单独的微控制器，数字信号处理器(DSP)。硬件实现可包括， 例如，现场可编程门阵列(FPGA)，复杂可编程逻辑器件(CPLD)，或者专 用集成电路(ASIC)。
如上所述，将所得到的流量数值周期性地与利用专用的实时流量计124 和传感器14测量的实际流量数值相比较，利用实际的和计算得到的流速值 之间的差异作为专用实时流量探测和流量计的工作周期控制的基础。实际的 和所获取的流量数值之间的小差异将允许实时流量计在较长时间期内保持
12不供电状态，以节省宝贵的系统功率，相反，大的差异将迫使实时流量计更 经常地被供电。并且，实际的和所获得的流量数值之间差异的幅度可以用来 指示到所述泵和来自所述泵的流动路径中存在的流量限制、异常，或者扰动。
图5所示的范例系统200还包含其它可编程的非易失性存储器(例如， EEPROM, FLASH等)，用于存储副多维数据矩阵222。使用此存储器在实 时的实际泵流中获得所得到的流量、泵速，以及泵功率数据，用于归档和后 处理。此副多维数据矩阵222还进一步用于将来对主多维矩阵或者已经直接 实现的已获得的流量方程进行提炼和优化。
在更进一步的实施例中，将实际的泵功率与所得到的泵功率相比较。实 际的泵功率是泵电压和泵电流的乘积，而所得到的泵功率是基于泵流量和速 度获得的。可从主数据表中提取所获得的功率值，此主数据表包含多维矩阵， 而这个多维矩阵表示出泵流量与泵速度数据值的关联，其中，流量和速度的
已采样数值作为表格的指针。此多维矩阵表示出线性(均匀)分布的泵流量 与泵速度数据值之间的关联，或者，表示出非线性(不均匀)分布的泵流量 与速度数据值之间的关联，从而在功率相对于流量以A/或者速度有较大变化 的区域中提供较高的解析度和准确度。此系统可以在已编程的数据点之间的 区域中插入数据，并且，所使用的插值类型可以被选择为系统正在工作的泵 特征曲线的函^:。
可以将所得到的功率数值周期性地与实际的功率数值相比较，利用实际 的和计算得到的功率值之间的差异作为专用实时流量传感器14和流量计
124的工作周期控制的基础。实际的和所获取的功率数值之间的小差异将允 许实时流量计12 4在较长时间期内保持不供电状态，以节省宝贵的系统功率， 相反，大的差异将迫使实时流量计124更经常地被供电。更进一步地，实际 的和所获得的功率数值之间差异的幅度可以用来指示与泵之间的来往流动 路径中存在的流量限制、异常，或者扰动。
已经在优选的或者其它实施例的上下文中描述了本发明，但是，并没有 描述本发明的所有实施例。本领域普通技术人员可以4艮容易地得到所描述实 施例的明显的修改和替换例。披露的或未披露的实施例都不是为了限制申请 人构想的发明的范围或可应用性，而是与专利法保持一致，申请人希望对完 全属于所附权利要求范围内的所有这些修改和改进都予以保护。
权利要求
1.一种血泵系统，包括泵；流量测量装置，被配置为测量正在被泵送的流体的流速；以及处理装置，接收泵参数的指示，所述处理装置被编程为基于所述泵参数以确定流速，并且将所确定的流速与测量到的流速进行比较。
2. 如权利要求1所述的血泵系统，其中，周期性地将所确定的流速与所 测量的流速进行比较。
3. 如权利要求1所述的血泵系统，其中，周期性地对所述流量测量装置 断电。
4. 如权利要求3所述的血泵系统，其中，响应于所确定的流速和所测量 的流速之间的差异来确定所述流量测量装置被断电的时间段。
5. 如权利要求1所述的血泵系统，其中，所述泵参数选自泵电压、泵电 流和泵速。
6. 如权利要求1所述的血泵系统，其中，所述处理装置访问查询表以确 定流速。
7. 如权利要求1所述的血泵系统，其中，所述处理装置使用多项式模型 以确定流速。
8. 如权利要求1所述的血泵系统，其中，所述处理装置基于泵参数直接 计算流速。
9. 一种操作血泵系统的方法，所述方法包括 对血泵的参数进行采样；测量正在^皮泵送的流体的流速；基于泵参数确定流速；以及将所确定的流速与所测量的流速进行比较。
10. 如权利要求9所述的方法，其中，周期性地将所确定的流速与所测 量的流速进行比较。
11. 如权利要求9所述的方法，其中，由流量测量装置测量流速，并且 所述方法进一步包括周期性地对所述流量测量装置断电。
12. 如权利要求11所述的方法，其中，响应于所确定的流速和所测量的 流速之间的差异来确定所述流量测量装置被断电的时间段。
13. 如权利要求9所述的方法，其中，所述泵参数选自泵电压、泵电流 和泵速。
14. 如权利要求9所述的方法，其中，确定流速包括访问查询表。
15. 如权利要求9所述的方法，其中，确定流速包括使用多项式模型以 确定流速。
16. 如权利要求9所述的方法，其中，确定流速包括基于泵参数直接计 算流速。
全文摘要
描述了一种血泵系统，以及使用和操作这种血泵系统的方法，其中，血泵系统包括可植入的泵和可植入的流量测量装置。处理装置接收诸如泵电压、泵电流和泵速等一些泵参数的指示。基于泵参数确定流速，并将所确定的流速与流量测量装置测量得到的实际流速进行比较。在一些实施例中，周期性地向流量测量装置供电以进行该比较，然后断电以节省功耗。基于所确定的流速和实际流速之间的差异来确定流量测量装置被断电的时间段。
文档编号A61M1/12GK101678160SQ200880019139
公开日2010年3月24日 申请日期2008年4月7日 优先权日2007年4月5日
发明者吉诺·F·莫雷洛 申请人:麦克罗美德技术公司