一种超声直线电机驱动心室辅助的控制系统及控制方法与流程

本发明涉及心室辅助装置的驱动控制技术领域，尤其涉及一种超声直线电机驱动心室辅助的控制系统及控制方法。

背景技术：

心力衰竭是一种常见的心脏疾病，统计结果显示每100人中就有3～5人患有不同程度的心力衰竭。传统的药物治疗只能缓解症状并不能根治心力衰竭。而治疗的最佳方案是心脏移植，但心脏供体数量远远不足，这就需要使用人工心脏做辅助治疗等待心脏移植，对一些无法得到供体的患者，甚至是永久辅助。目前人工心脏的动作器有气动泵，电磁电机等。从动作技术本身来看，电磁电机驱动的旋转式心室辅助装置，在输出平流时具有体积小、可靠性高等特点。但人体进化却是一种搏动式心血管系统，这导致旋转式平流心室辅助装置在临床应用中存在较高的并发症。利用超声电机体积小、重量轻、响应速度快、定位精度高、核磁共振兼容的特点，中国发明专利201710305879.4公布一种超声直线电机驱动的可植入式搏动血泵，目的是实现一种小体积、高可靠性和低并发症于一体的心室辅助装置。中国专利201710305879.4中基于滑块定位对超声直线电机输出控制，滑块运动的精确控制决定了人工心脏每搏的输出量；通过光栅编码器定位滑块，虽然定位精度达到毫米级，但光栅编码器并不能反映心室辅助设备的实际负载状态。在合理的设计中，每搏输出量，以及主动脉灌注压应该能随着患者的实际生理情况，做及时调整。但在心室辅助往复运动的器件上添加测量负载的传感器较为设计困难，同时会降低系统可靠性。

如何感知自然心脏的生理状态，并调节辅助装置的输出是一个研究热点。在这方面，有许多研究者提出了解决方案，例如raymondf提出通过超声成像方式估计心脏工作状态，ochsnerg提出通过叶片泵在工作时前后负载的压差估计主动脉压，wataruhijikata提出通过电机的转矩估计血液流量。这些方案绝大部分还停留在实验阶段。

因此，本领域的技术人员致力于开发一种超声直线电机驱动心室辅助的控制系统及控制方法，能够真实反映心脏实际负载，且根据使用者情况自适应调整每搏输出量和主动脉灌注压，并且系统可靠性高。

技术实现要素：

鉴于现有技术的上述缺陷，本发明所要解决的技术问题是如何通过合理的设计，实时估计心脏的实际负载、自适应调整每搏输出量和主动脉灌注压的一种超声直线电机驱动心室辅助的控制系统及控制方法。

为实现上述目的，本发明提供了一种超声直线电机驱动心室辅助的控制系统，包括用于驱动所述血泵的驱动部分，用于采集所述血泵运行参数的反馈部分和基于所述反馈部分的反馈信号控制所述驱动部分的主控部分；所述血泵包括推板，用于推拉所述推板的超声直线电机和在所述推板运动下被挤压或舒张的血腔；

所述驱动部分输入与输出分别与所述主控部分和所述超声直线电机相连；

所述反馈部分输入与输出分别与所述血泵和所述主控部分相连。

进一步地，所述驱动部分包括全桥逆变电路，滤波电路和用于使所述超声直线电机整体工作在纯阻性点的匹配电路；所述全桥逆变电路输出与所述滤波电路相连；所述匹配电路的输入与所述滤波电路的输出相连，所述匹配电路的输出与所述超声直线电机相连。

进一步地，所述反馈部分包括采集所述推板位置信息的位置传感探头，电压传感模块，电流传感模块，ad转换器和获取电压和电流的相位信息的过零比较器；所述电压传感模块和电流传感模块的输出与所述ad转换器相连。

进一步地，所述位置传感探头采用电感式位移传感器，安装在所述血泵壳体内壁静止部位上，用于测量所述推板的位移。

进一步地，还包括人机交互部分，所述人机交互部分的人机界面包括开始、停止、设定参数和显示当前参数。

进一步地，所述主控部分包括用于接收远端上位机控制的远端部分；所述远端部分能够在线修改控制参数，或启停所述控制系统。

进一步地，本发明还公开了一种超声直线电机驱动心室辅助的控制系统的控制方法，包括如下步骤：

步骤1、反馈部分采用模数(ad)转换器对超声直线电机驱动电压和驱动电流采样，采用过零比较器获取所述电压和电流信号的相位信息，采用安装在所述血泵内静止部位的位置传感探头，获取推板的实时位置信息；

步骤2、主控部分基于步骤1的相位信息进行频率闭环控制，使所述超声直线电机稳定工作在串联谐振点；

步骤3、在所述超声直线电机稳定工作在串联谐振点之后，所述主控部分根据所述ad转换器采样的驱动电压和电流数据，分析超声电机当前阻抗特性，结合所述推板的位置信息，通过所述主控部分的超声电机阻抗和电机速度与负载对应表确定所述超声直线电机实际负载；所述实际负载反映当前灌注的容易程度和心脏实际状态；

步骤4、所述主控部分基于步骤3的所述实际负载，通过所述主控部分中经医生确认的超声直线电机实际负载与最佳辅助参数对应表确认最佳辅助参数；所述最佳辅助参数包括最佳推板速度和最佳推板行程；

步骤5、所述主控部分基于步骤4的所述最佳辅助参数，控制所述推板至最佳推板速度和最佳推板行程

进一步地，所述步骤5中，所述主控部分通过调整超声直线电机的驱动电压大小，控制所述推板至最佳推板速度。

进一步地，所述步骤5中，所述主控部分通过控制超声直线电机的驱动电压的停止时刻，控制所述推板至最佳推板行程。

进一步地，所述主控部分通过调整输出脉冲宽度的占空比(pwm)，调整所述超声直线电机的驱动电压大小。

本发明与现有技术相比具有明显的优点和有益效果：

1)通过采集超声直线电机的驱动电压和驱动电流，以及推板的速度，真实感知心脏的生理参数；

2)通过将位置传感探头安装在血泵壳体内部静止部位，提高了位置采集的可靠性；

3)通过主控部分的频率闭环控制、负载计算、查表、更改输出特性等步骤，根据使用者实际情况实时在线调整控制参数，进而获得最佳的每搏输出量和主动脉灌注压，适合为不同情况的人群服务。

以下将结合附图对本发明的构思、具体结构及产生的技术效果作进一步说明，以充分地了解本发明的目的、特征和效果。

附图说明

图1是本发明的一个较佳实施例的一种超声直线电机驱动心室辅助的控制系统结构示意图；

图2是本发明的一个较佳实施例的一种超声直线电机驱动心室辅助的控制系统的主控部分逻辑示意图；

图3是本发明的一个较佳实施例的匹配电路调整超声直线电机3阻抗特性原理图示意图。

其中，1-血腔；2-推板；3-超声直线电机；4-位置传感探头；5-主控部分；6-驱动部分；7-反馈部分；8-血泵。

具体实施方式

以下参考说明书附图介绍本发明的多个优选实施例，使其技术内容更加清楚和便于理解。本发明可以通过许多不同形式的实施例来得以体现，本发明的保护范围并非仅限于文中提到的实施例。

在附图中，结构相同的部件以相同数字标号表示，各处结构或功能相似的组件以相似数字标号表示。附图所示的每一组件的尺寸和厚度是任意示出的，本发明并没有限定每个组件的尺寸和厚度。为了使图示更清晰，附图中有些地方适当夸大了部件的厚度。

如图1所示是本发明一种较佳实施例的控制系统系统结构图，包括血泵8，用于驱动血泵8的驱动部分6，用于采集血泵8运行参数的反馈部分7和基于反馈部分7的反馈信号控制驱动部分6的主控部分5；血泵8包括推板2，用于推拉推板2的超声直线电机3和在推板2运动下被挤压或舒张的血腔1；

驱动部分6的输入与输出分别与主控部分5和超声直线电机3相连；

反馈部分7的输入与输出分别与血泵8和主控部分5相连。

驱动部分6包括全桥逆变电路、滤波电路和用于使匹配电路与超声直线电机3整体工作在纯阻性点的匹配电路；所述全桥逆变电路输出与所述滤波电路相连；所述匹配电路的输入与所述滤波电路的输出相连，所述匹配电路的输出与超声直线电机3相连。

主控部分5的控制芯片为可编程门阵列(fpga)控制器，被配置为基于反馈部分7的输送信号，计算血泵8的实际负载，调整输出的双路可调的pwm波控制信号，控制全桥逆变电路的开关器件；全桥逆变电路将主控部分5输出的低压双路的pwm控制信号转化为高压功率信号；高压功率信号经过滤波电路和匹配电路，转变为化为适合驱动超声直线电机3的频率信号，且使得匹配电路与超声直线电机3的阻抗特性整体呈纯阻性负载。需要说明的是，在一些其他的实施例中，主控部分5的控制芯片也可以采用单片机或者其他类似的控制芯片。

其中，对高压功率信号滤波，是为了滤除不必要的频率分量。由于全桥逆变电路产生的是方波信号，其拥有复杂的频率成分，直接驱动超声直线电机3会导致其阻抗难以预计，不利于频率控制和负载感知，所以不能直接用于超声直线电机3驱动。因此，采用滤波电路以保证输出频带也超声电机工作频带吻合。优选地，滤波电路的截止频率大于基波频率，但小于二次谐波频率。考虑到滤波电路应尽可能不消耗能量，以保证能量传输效率，优选地，滤波电路选用串联lc滤波方式。

驱动部分6中的全桥逆变电路，开关器件的开关频率为40khz左右，优选地，全桥逆变电路采用绝缘栅双极型晶体管(igbt)模块进行驱动，产生占空比和频率可调的功率信号。

反馈部分7包括位置传感探头4，电压传感模块，电流传感模块，ad转换器，过零比较器；其中，位置传感探头4采集推板2的位置信息；电压传感模块和电流传感模块分别采集超声直线电机3的驱动电压和驱动电流，经所述ad转换器和过零比较器处理，得到所述驱动电压和驱动电流的相位信息。

考虑到使用者实际心脏部位及周围的血管情况，电压传感模块，电流传感模块集中于驱动部分6中；推板2的位置传感探头4安装于血泵8外壳内部侧壁静止部位上，自动感知推板2的运动位移。

如图2所示，是本发明主控部分5的fpga控制器的内部控制逻辑图。实际临床应用中，心室辅助的工作情况，反应了心脏的生理参数。心室辅助(本实施例为血泵8)对主动脉的血液灌注情况体现为动力装置(本实施例为超声直线电机3)的负载，以及动力装置运动部分的行程、速度或转速；不同的灌注情况代表不同的每搏输出量以及主动脉压。

具体到本实施例，每搏输出量对应于推板2的行程，主动脉灌注压对应于推板2的运动速度。控制推板2的行程和速度，就能够通过血泵8改变主动脉血压和血流。反过来，推板2的行程和速度，以及超声直线电机3的负载，能够得到血泵8的实际负载，进而可以有针对性的调整。调整的目标参数，应基于理论分析和实际的大量临床试验数据得到。

以上为本发明的工作原理，下面结合实施例的超声直线电机驱动心室辅助的控制系统，具体说明具体使用方法：

步骤1、反馈部分7采用ad转换器对超声直线电机驱动3的驱动电压和驱动电流采样，经过零比较器获取所述电压和电流信号的相位信息，采用安装在所述血泵8内的位置传感探头4，获取推板2的实时位置信息；

步骤2、所述主控部分5基于步骤1的相位信息进行频率闭环控制，使超声直线电机3稳定工作在串联谐振点；

步骤3、在超声直线电机3稳定工作在串联谐振点之后，主控部分5根据所述ad转换器采样的驱动电压和电流数据，分析超声直线电机3的当前阻抗特性，结合推板2的位置信息，通过主控部分5的超声电机阻抗和电机速度与负载对应表确定超声直线电机3的实际负载，该参数反映当前灌注的容易程度。

步骤4、主控部分5基于步骤3的所述实际负载，通过主控部分5中经医生确认的超声直线电机实际负载与最佳辅助参数对应表确认最佳辅助参数；所述最佳辅助参数包括最佳推板速度和最佳推板行程；

步骤5、主控部分5基于步骤4的所述最佳辅助参数，控制推板2至最佳推板速度和最佳推板行程。

由图2可以看出，fpga控制器是整个主控部分5的核心。fpga控制器内部逻辑的主要功能是对超声直线电机3工作频率、速度、行程这三个物理量的闭环控制。

其中，步骤2为频率闭环控制。为保证电功率能够有效地转化和输出，且提高超声直线电机3的参数感知程度，优选地，使超声直线电机3工作在串联谐振点。具体来说，经过零比较器二值化处理驱动电流和驱动电压，得到各自的相位，进而确定超声直线电机3当前工作频率值；再以超声直线电机3的串联谐振点为目标频率，fpga控制器调整输出的pwm波的频率，即可调整超声直线电机3工作频率。根据导纳圆理论，当目标频率为串联谐振频率时，若驱动电压相位超前于驱动电流时，超声直线电机3的压电动作器件呈感性，需要降低pwm波的频率；反之，若是电流相位超前于电压，压电动作器件呈容性，需要增加pwm波的频率。

步骤3～步骤4是通过获取的电压、电流及位置信息，通过查表法确定血泵8的实际负载，进而确定最适合使用者当前状态的控制参数。

其中，步骤3～步骤4共涉及三次查表操作，分别是：1)通过超声直线电机3的负载及推板2运行速度，查超声电机阻抗和电机速度与负载对应表确定血泵8的实际负载；2)通过血泵8的实际负载，查超声电机实际负载与最佳辅助参数对应表中超声电机当前实际负载与最佳推板速度对应关系推算辅助灌注压，进而确认最佳推板速度；3)通过实际负载，查超声直线电机实际负载与最佳辅助参数对应表中超声电机当前实际负载与最佳推板行程对应关系推算每搏输出量，进而确定最佳推板行程。上述三次查表中的各参数的对应关系，是基于超声直线电机3的机电特性、位置传感探头4的工作特性，通过超声电机工作特性分析以及临床数据和专业医生的指导意见获得。

步骤5为fpga控制器调整pwm控制信号，以最佳辅助参数为目标值，控制血泵8。

速度闭环控制方面，通过步骤3中位置传感探头4的反馈信息，计算推板2的运动速度；以步骤4的最佳推板速度作为速度闭环的目标值，按闭环控制方法调整超声直线电机3驱动电压。在获知了目标速度后，与当前推板2运动速度做比较，并进行闭环控制。具体来说，超声直线电机3的定子在工作时作椭圆运动，椭圆的大小决定了推板2的步进距离，即决定了推板2的运动速度，而椭圆的大小由超声直线电机3压电动作器件的伸缩量决定，而伸缩量与超声直线电机3的驱动电压大小正相关。因此，调整fpga控制器所产生pwm波的占空比，即可调整超声直线电机3的驱动电压大小：当推板2运动速度小于最佳推板速度时，增大pwm波的占空比；反之，则减小pwm波的占空比。

行程闭环方面，由于超声直线电机3有“断电自锁”的特性，即当转子不工作时，推板2会由于预压力的作用被锁定在当前位置，且能够承受较大的压力而不产生位移。行程闭环控制的过程就是实时监测推板2达到最佳推板位置时，fpga控制器停止当前行程的pwm波输出；随后调整输出电压电流之间相位关系，控制超声直线电机3带动推板2反向运动，进行下一个推板2运动行程，往复运动。

为避免控制系统运行出错导致心室辅助造成不良反应，需要计算超声直线电机3实时负载，若超声直线电机3实时负载超出一定范围时就需要立刻停止血泵8。例如，当fpga通过反馈部分7的反馈数据，感知到灌注过程中测得实时的灌注压力突然达到120mmhg时，应立即控制超声直线电机3停止推板2的灌注工作。

为进一步提高装置适用范围和使用体验，优选地，超声电机阻抗和电机速度与负载对应表、超声电机当前实际负载与最佳推板速度对应关系和超声电机当前实际负载与最佳推板行程对应关系可以结合使用者使用体验或医生指导意见修改，如通过上位机远程控制修改对应关系和最佳辅助参数；优选地，本发明的控制系统，还包括人机交互部分；所述人机交互部分能够联网，且人机交互部分的人机界面包括开始、停止、设定参数和显示当前参数，可以直观的观看血泵8的运行参数，或修改对应关系和最佳辅助参数，或控制血泵8的启用停止；优选地，所进行的对应关系和最佳辅助参数修改操作将被保存至数据库，以供数据分析及机器学习参数整定所用。

图3所示为匹配电路调整超声直线电机3阻抗特性原理图。匹配电路是为了调整超声直线电机3压电动作器件的阻抗特性，具体来说，是通过匹配电路抵消压电动作器件的静电容作用，使得压电动作器件的串联谐振点在阻抗特性上体现为纯阻性，方便频率闭环控制跟踪和获取驱动电压电流。

图3(a)所示，是一个典型压电动作器件的阻抗导纳圆。其中，fs点是该器件的串联谐振点，bs＝wscd为压电动作器件的串联谐振点电纳。一般而言，导纳圆的半径是随负载变化最明显的参数，当负载变大时，导纳圆上的p点不动，半径收缩。很明显在串联谐振点，即fs点半径变化幅度最大。其变化过程如图3(c)所示，因此串联谐振点阻抗最适合用于反馈超声直线电机3的负载情况。一般情况下，串联谐振点不呈纯阻性，直接对fs点进行频率跟踪在技术上有一定困难，所以通过匹配电路将导纳圆下拉，即使得串联谐振点呈纯阻性以便于频率跟踪，匹配后的导纳特性如图3(b)所示。

以上详细描述了本发明的较佳具体实施例。应当理解，本领域的普通技术无需创造性劳动就可以根据本发明的构思做出诸多修改和变化。因此，凡本技术领域中技术人员依本发明的构思在现有技术的基础上通过逻辑分析、推理或者有限的实验可以得到的技术方案，皆应在由权利要求书所确定的保护范围内。