CN119113378A - 基于脉动性的控制装置、方法和心室辅助系统 - Google Patents

Abstract

本申请提供一种基于脉动性的控制装置、方法和心室辅助系统，涉及医疗器械控制领域；该所述装置包括：当前压差确定模块、目标压差确定模块和电机控制模块。所述当前压差确定模块用于根据心室辅助装置的电机的当前电流和当前转速，获得当前压差；其中，所述当前压差表征血管与心室之间的压差；所述目标压差确定模块用于基于血管的脉动性，构建目标压差曲线，并根据所述目标压差曲线，获得目标压差；所述电机控制模块用于基于所述当前压差和所述目标压差，控制所述电机的转速。使用本申请实施例提供的控制装置，能够将血管的脉动性考虑在内，进行压差控制；既能满足心室辅助装置的控制需求，又能改善瓣膜无法打开的问题。

Description

基于脉动性的控制装置、方法和心室辅助系统

技术领域

本申请涉及医疗器械控制领域，具体而言，涉及一种基于脉动性的控制装置、方法和心室辅助系统。

背景技术

心室辅助装置(VAD)是一种机械泵，用于支持心脏衰弱患者的心脏功能和血流；目前常见的心室辅助装置有左心室辅助装置(LVAD)和右心室辅助装置(RVAD)，均能保持持续的血液流动。心室辅助装置存在不同的档位，不同的档位对应着心是辅助装置电机的不同转速，会在血管和心室之间产生不同的压差，对应于不同的患者需求。

目前，对心室辅助装置的控制方法是直接控制心室辅助装置的转速或者电流；这样的控制方法没有将心内环境考虑在内，产生的控制量无法与人体生理规律契合，且容易出现主动脉及主动脉瓣膜的结构性损伤。

发明内容

本申请实施例的目的在于提供一种基于脉动性的控制装置、方法和心室辅助系统，当前压差确定模块通过电机的当前转速和当前电流获得当前压差，并由目标压差确定模块基于血管的脉动性构建了目标压差曲线，从而得到与当前压差对应的目标压差；进而电机控制模块在目标压差和当前压差的基础上得出控制电机转速的控制量，实现对心室辅助装置基于脉动性的控制；能够将血管的脉动性考虑在内，进行压差控制；既能满足心室辅助装置的控制需求，又能改善瓣膜无法打开的问题。

第一方面，本申请实施例提供一种基于脉动性的控制装置，所述装置包括：当前压差确定模块、目标压差确定模块和电机控制模块；所述当前压差确定模块用于根据心室辅助装置的电机的当前电流和当前转速，获得当前压差；其中，所述当前压差表征血管与心室之间的压差；所述目标压差确定模块用于基于血管的脉动性，构建目标压差曲线，并根据所述目标压差曲线，获得目标压差；所述电机控制模块用于基于所述当前压差和所述目标压差，控制电机的转速。

在上述实现过程中，本申请实施例提供的基于脉动性的控制装置的当前压差确定模块根据电机的当前转速和当前电流获得当前压差，目标压差确定模块基于血管的脉动性构建了目标压差曲线，从而得到与当前压差对应的目标压差，进而电机控制模块在目标压差和当前压差的基础上得出控制电机转速的控制量，实现对心室辅助装置基于脉动性的控制；由于实现了对压差的脉动性控制，本申请实施例提供的控制装置能够在满足心室辅助装置控制需求的同时，也能够改善由于主动脉压力持续高于左心室压力，导致瓣膜无法打开的情况。

可选地，在本申请实施例中，目标压差曲线包括目标压差函数的曲线；所述目标压差确定模块包括压差曲线构建单元；在所述基于血管的脉动性，构建目标压差曲线的过程中：所述压差曲线构建单元用于基于血管的脉动性，获取脉动式压差函数；其中，所述脉动式压差函数包括周期性的非线性函数；所述压差曲线构建单元还用于确定所述脉动式压差函数的参数值，以获得所述目标压差函数。

在上述实现过程中，本申请实施例提供的基于脉动性的控制装置为了获得基于脉动性的目标压差，通过压差曲线构建单元构建了目标压差函数；目标压差函数是基于血管的脉动性构建的周期性非线性函数，由压差曲线构建单元对脉动式压差函数进行参数调整之后，可以得到最终的目标压差函数；由此可知，本申请实施例提供的控制装置基于血管的脉动性构建出目标压差函数，从而在保证心是辅助装置的控制需求的同时，将主动脉和左心室之间的压差控制在合理范围之内，并改善主动脉的脉动性。

可选地，在本申请实施例中，参数值还包括同步控制周期；在确定脉动式压差函数的参数值的过程中：所述压差曲线构建单元具体用于根据心动周期的预设倍数，通过公式T＝n(time/bt)确定同步控制周期T；其中，bt为心率值，time/bt为心动周期，n为正整数；同步控制周期表征脉动式压差函数的波动与心脏的收缩和舒张过程同步。

在上述实现过程中，本申请实施例提供的基于脉动性的控制装置，为了使目标压差函数的同步控制周期与人体心跳周期对应，即与心脏的收缩和舒张过程对应，控制装置的压差曲线构建单元根据心动周期获得目标压差函数的同步控制周期，在当前压差跟随基于目标压差函数得到的目标压差时，能够解决主动脉脉动性低的问题。

可选地，在本申请实施例中，参数值包括幅值；在确定脉动式压差函数的参数值的过程中：压差曲线构建单元具体用于根据预设搏动性要求，控制脉动式压差函数的峰值和谷值之差大于等于搏动压差阈值；以及根据峰值和谷值之差，确定幅值。

在上述实现过程中，为了使心室辅助装置满足当压差为高压时，主动脉瓣闭合，压差为低压时，主动脉瓣打开的基本要求；需要将高压和低压的压差控制在搏动压差范围内。本申请实施例提供的控制装置的压差曲线构建单元按照上述实现过程中的原理来确定脉动式压差函数的幅值，能够保证心室辅助装置的正常工作。

可选地，在本申请实施例中，参数值还包括函数的偏差调整值；在确定脉动式压差函数的参数值的过程中：所述压差曲线构建单元具体用于根据压差预设均值范围，确定函数的偏差调整值；其中，函数的偏差调整值用于在幅值的基础上，保证血管的最低压不超过低压阈值。

在上述实现过程中，本申请实施例提供的控制装置在构建目标压差函数的过程中，压差曲线构建单元通过设置函数的偏差调整值，使目标压差函数的平均值在50mmHg以上，才能保证主动脉压力不会过低，也使得心输出量可以满足控制需求；另一方面，该偏差调整值可以用于调整平均压差，实现对平均心输出量的调节。

可选地，在本申请实施例中，所述控制装置还包括反流控制模块；在所述基于血管的脉动性，构建目标压差曲线，并根据所述目标压差曲线，获得目标压差之后，所述反流控制模块用于在所述目标压差曲线之后串联低压控制函数，以降低经过所述目标压差控制后的血管压力。

在上述实现过程中，本申请实施例提供的基于脉动性的控制装置通过设置反流控制模块，实现对主动脉瓣反流的有效控制；反流控制模块通过在目标压差曲线之后串联低压控制函数，通过低压控制函数来控制经过目标压差控制后导致的主动脉压力升高的情况，使主动脉压力有效降低，极大程度上避免了瓣膜的结构性损伤。

可选地，在本申请实施例中，该控制装置还包括预处理模块；在根据心室辅助装置的电机的当前电流和当前转速之前，所述预处理模块用于获取心室辅助装置的当前电流和当前原始转速；以及对当前原始转速进行滤波，以获得当前转速。

在上述实现过程中，本申请实施例提供的基于脉动性的控制装置还包括预处理模块；该预处理模块用于对于采集到的转速信号进行了滤波操作；能够实现消除或削弱干扰和噪声的影响，提高测量的可靠性和精确性。

第二方面，本申请实施例提供一种基于脉动性的心室辅助系统，该心室辅助系统包括：心室辅助装置、检测模块和本申请第一方面提供的控制装置；所述检测模块用于获取所述电机的当前转速和所述电机的当前电流；所述控制装置用于根据所述电机的当前转速和所述电机的当前电流，控制所述心室辅助装置的电机的转速。

第三方面，本申请实施例提供一种基于脉动性的控制方法，所述控制方法用于控制心室辅助装置的电机的转速；所述方法包括：根据所述电机的当前电流和当前转速，获得当前压差；其中，所述当前压差表征血管与心室之间的压差；基于血管的脉动性，构建目标压差曲线，并根据所述目标压差曲线，获得目标压差；基于所述当前压差和所述目标压差，控制所述电机的转速。

第四方面，本申请实施例提供一种电子设备，所述电子设备包括存储器和处理器，所述存储器中存储有程序指令，所述处理器读取并运行所述程序指令时，执行上述第三方面实现方式中的步骤。

第五方面，本申请实施例还提供一种计算机可读存储介质，所述可读取存储介质中存储有计算机程序指令，所述计算机程序指令被一处理器读取并运行时，执行上述第三方面实现方式中的步骤。

附图说明

为了更清楚地说明本申请实施例的技术方案，下面将对本申请实施例中所需要使用的附图作简单地介绍，应当理解，以下附图仅示出了本申请的某些实施例，因此不应被看作是对范围的限定，对于本领域普通技术人员来讲，在不付出创造性劳动的前提下，还可以根据这些附图获得其他相关的附图。

图1为本申请实施例提供的基于脉动性的控制装置的模块第一示意图；

图2为本申请实施例提供的基于脉动性的控制装置的模块第二示意图；

图3为本申请实施例提供的目标压差曲线的第一示例图像；

图4为本申请实施例提供的目标压差曲线的第二示例图像；

图5为本申请实施例提供的基于脉动性的控制装置的系统架构示意图；

图6为本申请实施例提供的基于脉动性的控制流程图；

图7为本申请实施例提供的电子设备的结构示意图。

具体实施方式

下面将结合本申请实施例中的附图，对本申请实施例中的技术方案进行描述。例如，附图中的流程图和框图显示了根据本发明的多个实施例的系统、方法和计算机程序产品的可能实现的体系架构、功能和操作。在这点上，流程图或框图中的每个方框可以代表一个模块、程序段或代码的一部分，所述模块、程序段或代码的一部分包含一个或多个用于实现规定的逻辑功能的可执行指令。也应当注意，在有些作为替换的实现方式中，方框中所标注的功能也可以以不同于附图中所标注的顺序发生。例如，两个连续的方框实际上可以基本并行地执行，它们有时也可以按相反的顺序执行，这依所涉及的功能而定。也要注意的是，框图和/或流程图中的每个方框、以及框图和/或流程图中的方框的组合，可以用执行规定的功能或动作的专用的基于硬件的系统来实现，或者可以用专用硬件与计算机指令的组合来实现。另外，在本发明各个实施例中的各功能模块可以集成在一起形成一个独立的部分，也可以是各个模块单独存在，也可以两个或两个以上模块集成形成一个独立的部分。

心力衰竭(Heart Failure)简称心衰，心脏病发展的终末期阶段，具体表现在由于心脏功能发生障碍，不能将静脉回心血量充分排出心脏，导致静脉系统血液淤积，动脉系统血液灌注不足，从而引起心脏循环障碍。由于心脏供体短缺，心室辅助装置(VAD)已经成为终末期心力衰竭患者的重要治疗手段之一；因此，左心室辅助装置的控制策略的研究能够提升装置的利用效果。

申请人在研究过程中发现，目前，对于心室辅助装置的控制，往往是直接控制心室辅助装置的电机的电流或者转速，没有基于特定的心内环境提出控制方法。

以左心室辅助装置为例，在心脏的收缩和舒张变化期，瓣膜的开闭直接影响了主动脉和左心室的压差，与此同时压差也直接体现了导管泵的供血能力。

因此，可以将压差看成心脏搏动的一个特征值，考虑一种基于压差的控制方法。当患者心衰较严重时，需要导管泵提供较高的辅助心输出量才能满足人体供血的需求，但是较高的心输出量则意味着高转速和高压差。在压差足够高的情况下，主动脉压力增高，可能导致主动脉压力高于左心室压力，导致瓣膜无法打开，长期对患者主动脉瓣造成一定程度上的结构性损伤；基于此，本方案提供一种基于脉动性的控制方法，通过对压差的脉动控制，在满足心室辅助装置的控制需求的同时，改善瓣膜无法打开的问题。

在介绍本申请的具体内容之前，先对心室辅助装置进行简单介绍，心室辅助装置包括左心室辅助装置(LVAD)和右心室辅助装置(RVAD)，也常被称为人工心脏；其中，左心室辅助装置，是在左心室不能满足系统灌注需要时，给循环提供支持的心脏机械性辅助装置。右心室辅助装置通常仅用于LVAD手术或其他心脏手术后对右心室的短期支持。右心室辅助装置帮助右心室将血液泵送到肺动脉(PULL-mun-ary)，将血液输送到肺部以吸收氧气的动脉。

请参看图1，图1为本申请实施例提供的基于脉动性的控制装置100的模块第一示意图；本申请实施例提供的控制装置包括当前压差确定模块110、目标压差确定模块120和电机控制模块130。

当前压差确定模块110用于根据电机的当前电流和当前转速，获得当前压差。

当前压差确定模块110根据心室辅助装置的电机的当前转速和当前电流获得心室辅助装置当前在心室与血管之间的当前压差；应理解，当前压差表征血管和心室之间的压差。示例性地，以左心室辅助装置为例，当前压差为左心室和主动脉瓣之间的当前压差。

目标压差确定模块120用于基于血管的脉动性，构建目标压差曲线，并根据目标压差曲线，获得目标压差。

需要说明的是，脉动是指由于心脏收缩引起的动脉血管壁的波动，并伴随心脏的周期性波动而形成的脉动，人体血液循环的脉动性就是血流与弹性血管壁持续作用的结果。也就是说，血管的脉动性和心脏的收缩与舒张有关，将血管的脉动性作为控制的考虑因素之一，能够使心室辅助装置的控制更符合人体规律。

电机控制模块130用于基于当前压差和目标压差，控制电机的转速。

在目标压差确定模块120完成目标压差曲线的构建之后，可以由电机控制模块130根据目标压差曲线获得与当前压差对应的目标压差；进一步地，可根据当前压差和目标压差控制电机的转速。

通过图1可知，本申请实施例提供的基于脉动性的控制装置的当前压差确定模块110根据电机的当前转速和当前电流获得当前压差，目标压差确定模块120基于血管的脉动性构建了目标压差曲线，进而电机控制模块130得到与当前压差对应的目标压差，从而在目标压差和当前压差的基础上得出控制电机转速的控制量，实现对心室辅助装置基于脉动性的控制；由于实现了对压差的脉动性控制，本申请实施例提供的控制装置能够在满足心室辅助装置控制需求的同时，也能够改善由于主动脉压力持续高于左心室压力，导致瓣膜无法打开的情况。

请参看图2，图2为本申请实施例提供的基于脉动性的控制装置100的模块第二示意图；在本申请实施例的可选实施方式中，目标压差曲线对应于目标压差函数的曲线图；目标压差确定模块120包括压差曲线构建单元121。

在基于血管的脉动性，构建目标压差曲线，的过程中：

压差曲线构建单元121用于基于血管的脉动性，获取脉动式压差函数。

在上述实现过程中压差曲线构建单元121首先基于血管的脉动性原理，构建一个脉动式压差函数的基础函数式；需要说明的是，由于脉动性是周期性的、非线性的，本申请实施例中的脉动式压差函数是周期性的非线性函数，才能最大程度符合脉动性。

进一步地，压差曲线构建单元121用于确定脉动式压差函数的参数值，以获得目标压差函数。

压差曲线构建单元121在确定一个周期性、非线性的基础函数式之后，需要基于生理规律对函数式的参数进行调整，从而获得需要的目标压差函数。示例性地，上述过程中的参数值可以是幅值和周期等参数，本申请实施例提供的基于脉动性的控制方法在构建目标压差曲线的过程中，通过对脉动式压差函数参数值的调整，得到最终的目标压差函数。

通过图2可知，本申请实施例提供的基于脉动性的控制装置100为了获得基于脉动性的目标压差，通过压差曲线构建单元121构建了目标压差函数；目标压差函数是基于血管的脉动性构建的周期性非线性函数，由压差曲线构建单元121对脉动式压差函数进行参数调整之后，可以得到最终的目标压差函数；由此可知，本申请实施例提供的控制装置基于血管的脉动性构建出目标压差函数，从而在保证心是辅助装置的控制需求的同时，将主动脉和左心室之间的压差控制在合理范围之内。

在一可选地实施方式中，参数值还包括同步控制周期。

在确定脉动式压差函数的参数值的过程中：压差曲线构建单元121具体用于根据心动周期的预设倍数，通过公式T＝n*(time/bt)确定同步控制周期T。其中，bt为心率值，time/bt为心动周期，n为正整数；示例性地，以秒为单位心动周期一般为60/bt。需要说明的是，同步控制周期表征脉动式压差函数的波动与心脏的收缩和舒张过程同步。

应当理解的是，心动周期(cardiac cycle)指从一次心跳的起始到下一次心跳的起始，心血管系统所经历的过程。如以成年人平均心率(bt)每分钟75次计，每一心动周期平均为0.8秒，即T＝n(time/bt)＝n*0.8。而本申请实施例中目标压差函数的同步控制周期一般为人体心跳周期整数倍；经过验证n取3时，即T＝3*0.8＝2.4时，同步控制效果最佳。

由此可知，本申请实施例提供的基于脉动性的控制装置，为了使目标压差函数的同步控制周期与人体心跳周期对应，即与心脏的收缩和舒张过程对应，控制装置100的压差曲线构建单元121根据心动周期获得目标压差函数的同步控制周期，在当前压差跟随基于目标压差函数得到的目标压差时，能够解决主动脉脉动性差的问题。

在一可选地实施方式中，参数值包括幅值。

在确定脉动式压差函数的参数值的过程中：压差曲线构建单元121具体用于根据预设搏动性要求，控制脉动式压差函数的峰值和谷值之差大于等于搏动压差阈值；根据峰值和谷值之差，确定幅值。

非线性函数存在波峰和波谷，峰值和谷值分别对应压差的高压和低压；上述过程中的预设搏动性要求，可以理解为保证血管搏动性的最小差值；示例性地，为保证血管搏动性，高压和低压的压差通常需要在20mmHg以上。只有在满足该要求，当压差为高压时，主动脉瓣闭合，压差为低压时，主动脉瓣打开，才能保障主动脉瓣性能。

由此可知，为了使心室辅助装置满足当压差为高压时，主动脉瓣闭合，压差为低压时，主动脉瓣打开的基本要求；需要将高压和低压的压差控制在搏动压差范围内。本申请实施例提供的控制装置100的压差曲线构建单元121按照上述实现过程中的原理来确定脉动式压差函数的幅值，能够保证心室辅助装置的正常工作。

在一可选地实施方式中，参数值还包括函数的偏差调整值。

在确定脉动式压差函数的参数值的过程中：压差曲线构建单元121具体用于根据压差预设均值范围，确定函数的偏差调整值。需要说明的是，函数的偏差调整值用于在幅值的基础上，保证血管的最低压不超过低压阈值。低压阈值，即动脉的低压，一般在60-80mmHg之间。

当主动脉的压力过低时，全身各处的供血都会相应地减少；能够理解的是，非线性函数的平均值在50mmHg以上，才能保证主动脉压力不会过低，也使得心输出量可以满足控制需求。

由此可知，本申请实施例提供的控制装置100在构建目标压差函数的过程中，压差曲线构建单元121通过设置函数的偏差调整值，使目标压差函数的平均值在50mmHg以上，才能保证主动脉压力不会过低，也使得心输出量可以满足控制需求；另一方面，该偏差调整值可以用于调整平均压差，实现对平均心输出量的调节。

请参看图3，图3为本申请实施例提供的目标压差曲线的第一示例图像；在图3中，横坐标为时间(单位为秒)，纵坐标为压差(单位为毫米汞柱)；该曲线反映了压差随时间的变化关系。

图3中的目标压差曲线对应的函数形式为ΔP_set＝A+Bsin(wt)，由于sin函数峰值为1，谷值为-1；按照本申请实施例中提供的函数要求，要满足最大减最小幅值大于20，只需B大于10即可；图3作为一种示例，B取20。其中，A代表非线性函数的平均值，按照本申请实施例中提供的函数要求，需要其大于50；图3作为一种示例，A取60。

进一步地，若心率bt＝75，则心动周期为60/bt＝0.8；脉动控制的同步周期＝n*心动周期，若n取3，那么角频率即最终确定的目标压差函数为ΔP_set＝60+20sin(2.6t)，可按照此函数获得不同的目标压差ΔP_set。

请参看图4，图4为本申请实施例提供的目标压差曲线的第二示例图像；在图4中，横坐标为时间(单位秒)，纵坐标为压差(单位为毫米汞柱)；该曲线反映了压差随时间的变化关系。

图4中的目标压差曲线对应的函数形式为ΔP_set＝a+b*(t-kT)，T为控制周期，T＝3*心动周期，a为截距，侧面反映了平均值A，取a>A-0.5*b*T；b为斜率，侧面反映了变化幅度，取b>B/T。图4作为一种示例，T＝2.4，a＝40，b＝10，周期内平均值为(64+40)/2＝52>50，满足要求，幅值为64-40＝24>20，满足要求。

在本申请实施例的可选实施方式中，电机控制模块130基于当前压差和目标压差，控制电机的转速，可以通过以下步骤实现：

步骤S100：根据当前压差和目标压差，计算压差差值。

在上述步骤S100中，根据当前压差和目标压差计算压差差值，示例性地，当前压差为ΔP_e，目标压差为ΔP_set；那么压差差值为ΔP_set-ΔP_e。

步骤S101：对压差差值进行比例积分控制，以获得目标控制量。

在上述步骤S101中，对压差差值进行比例积分控制，从而获得目标控制量。需要说明的是，比例积分控制，即PI控制；是一种根据给定值与实际输出值构成的控制偏差，将偏差的比例和积分通过线性组合构成控制量，对被控对象进行控制的方法。

步骤S102：以目标控制量，控制电机的转速。

在上述步骤S102中，在得到目标控制量之后，使用目标控制量控制电机的转速。示例性地，控制器根据档位设定不同的A、B值目标压差ΔP_set，进行压差的PI控制，对上述的压差差值进行比例积分控制如下：

其中，K_p和K_i为PI控制参数，在实际应用中，可以通过经验调试获取。在本申请实施例中通过PI控制获得的目标控制量为电流，也就是说在得到控制量I之后，使用该电流I控制电机的转速，从而实现对心是辅助装置的控制。

需要说明的是，以目标压差曲线对应的函数形式为ΔP_set＝A+Bsin(wt)为例，心室辅助装置的档位越高，电机转速越快，主动脉压力平均值会提高，所以A随着档位需要不断提高。类似地，档位越高，电机转速越快，主动脉本身的脉动性明显降低，需要电机产生更大的波动才可以提高主动脉的脉动性，因此B随着档位提高也不断提高。

心室辅助装置的档位，示例性地，P1档流量预设值为0.5L/min，P2档流量预设值为1.5L/min，P3档流量预设值为2.5L/min。根据不同的档位需要设定不同的A、B值。示例性地，P1档：A＝50，B＝15；P2档：A＝60，B＝20；P3档：A＝70，B＝30。

而另一方面，心率越高，需要的心输出量越高，需要提高A以提高电机转速，增加泵的供血能力，A增加后，主动脉脉动性降低，因此需要增加B以提高脉动性。

在同一档位下对应不同的心率也对应着不同的A、B值；示例性地，P1档情况下，若心率为70，则A＝50，B＝15；若心率80，则A＝60，B＝30；若心率90，则A＝70，B＝50。

需要说明的是，上述的取值只是示例性地，只要满足平均压差A在50mmHg以上，高压和低压的压差需要在20mmHg以上即可。

由此可知，在压差曲线构建单元121根据构建的目标压差函数得到与当前压差对应的目标压差之后，电机控制模块130根据当前压差和目标压差计算压差差值，对于计算所得的压差差值进行比例积分控制，得到控制电机的目标控制量。实现当前压差对目标压差的跟随，不但能够解决主动脉脉动性差的问题，还能够改善由于压差过高导致的主动脉瓣的结构性损伤。

在一可选地实施方式中，本申请提供的控制装置100还包括反流控制模块；在所述基于血管的脉动性，构建目标压差曲线，并根据所述目标压差曲线，获得目标压差之后，反流控制模块用于在所述目标压差曲线之后串联低压控制函数，以降低经过所述目标压差控制后的血管压力。

若将目标压差曲线对应的目标压差函数与低压控制函数组成的控制周期看作控制心室辅助装置的综合控制周期；低压差控制函数，可以理解为一个能够将一个综合控制周期内的压差或压差均值控制在适当的范围内；其中，适当范围可以理解为能够保证心室辅助装置的控制需求(每个档位存在对应的心输出量，心室辅助装置的控制需求可以理解为能够实现心室辅助装置的基本档位控制)；与此同时，在低压差控制函数的控制之下能在一定程度上控制综合控制周期内的压差均值在较低的范围内，以减缓血液经主动脉瓣反流的问题。

构建都低压控制函数的过程可以为：

获取目标压差曲线对应的目标压差函数的最小值，将函数平均值小于目标压差函数的最小值的目标函数确定为低压控制函数。例如，目标压差函数对应的目标压差的最小值为30mmHg，那么低压差控制函数的平均值只要低于30mmHg即可；也就是说，任何一个平均值小于30mmHg的函数均可被确定为本申请实施例中的低压差控制函数，能够起到降低主动脉压力的作用。

进一步地，为了达到较好的控制主动脉瓣返流效果，需要确定目标压差函数和低压控制函数在整个综合控制周期内的控制占比时间；其中，低压差占比时长与低压差控制函数的平均值成正相关；也就是说，低压差控制函数的平均值设置的越高，那么其控制的时长就应当适当延长。

示例性地，以目标压差曲线对应的函数为ΔP_set＝A+Bsin(wt)为例，由目标压差函数和低压控制函数组成的分段函数表达式可以为：

其中，k为正整数，T₀为综合控制周期，μ为占比控制参数；通过该分段函数也可以看出μ能够对低压差的占比时长进行调节。C为小于A-B的任意自然数，最后的压差在综合控制周期内的平均值降低的效果，以减缓血液经主动脉瓣返流的程度。

示例性地，以目标压差曲线对应的函数为ΔP_set＝A+Bsin(wt)为例，由目标压差函数和低压控制函数组成的分段函数表达式也可以为：

能够理解的是，本申请实施例串联的低压控制函数平均值低于目标压差函数最低值，串联后的综合控制策略对应的综合控制函数并不是唯一的或固定的，只要能够降心室辅助装置的低转速即可。

由于在目标压差函数之后串联一个综合控制函数可能导致整个综合控制周期内产生的心输出量不足以满足心输出量的要求；在这种情况下可以适当提高A值，从而弥补低压差带来的心输出量的损失。

另外地，可通过反流检测装置或反流检测模块实现对主动脉反流的监测，在主动脉反流超过阈值的情况下，反流检测装置或模块能够发出反流信号。可以在本申请实施例提供的控制装置接收到反流信号时，以综合控制策略控制心室辅助装置的电机转速，从而能够及时地降低主动脉反流。上述过程中，低压控制函数可以是任意平均值低于该目标压差曲线的最小值的函数，从而在满足心室辅助装置的控制需求的同时，将综合控制周期内的压差均值降低，有效地减少血经主动脉瓣反流的问题。

需要说明的是，到当心脏处于舒张期时，瓣膜关闭，但是由于导管泵的存在，与瓣膜存在间隙；因此，会产生返流，容易导致了人体瓣膜的结构性损伤。

由此可知，本申请实施例提供的基于脉动性的控制装置100通过设置反流控制模块，实现对主动脉瓣反流的有效控制；反流控制模块通过在目标压差曲线之后串联低压控制函数，通过低压控制函数来控制经过目标压差控制后导致的主动脉压力升高的情况，使主动脉压力有效降低，极大程度上避免了瓣膜的结构性损伤。

在一可选地实施方式中，该控制装置100还包括预处理模块；在根据心室辅助装置的电机的当前电流和当前转速之前：所述预处理模块用于获取心室辅助装置的当前电流和当前原始转速；以及对当前原始转速进行滤波，以获得当前转速。

采集泵的当前转速和当前电流数据，实际应用中，电流和转速作为血泵固有参数，无需额外传感器即可实时获得。

由于泵本身的非线性，可以采用扩展卡尔曼滤波器(Extended Kalman Filter-EKF)算法由带噪声的转速信号估算出压差ΔP_e。

需要说明的是，是标准卡尔曼滤波在非线性情形下的一种扩展形式，EKF算法是将非线性函数进行泰勒展开，省略高阶项，保留展开项的一阶项，以此来实现非线性函数线性化，最后通过卡尔曼滤波算法近似计算系统的状态估计值和方差估计值,对信号进行滤波。扩展卡尔曼滤波器为卡尔曼滤波器的改进，模型形式为：

x_k＝f(x_k-1,u_k)+w_k

z_k＝h(x_k)+v_k

其中，x_k为k时刻的状态值，x_k-1为k-1时刻的状态值，u_k为k时刻的控制输入，w_k、v_k为k时刻的干扰，z_k为k时刻的测量值。

在上述过程中，关于根据当前转速和当前电流计算或估计压差可以通过HQ曲线获得。需要说明的是，上述过程中采用扩展卡尔曼滤波器对转速信号进行滤波只是实例性地，可以选取其他的滤波器实现滤波，如维纳(Wiener)滤波器、自适应滤波器等滤波器；滤波器的选择不能成为本申请实施例保护范围的限制。

由此可知，本申请实施例提供的基于脉动性的控制装置还包括预处理模块；该预处理模块用于对于采集到的转速信号进行了滤波操作；能够实现消除或削弱干扰和噪声的影响，提高测量的可靠性和精确性。

本申请第二方面提供一种心室辅助系统，该心室辅助系统包括：心室辅助装置、检测模块和本申请第一方面提供的控制装置。

检测模块用于获取心室辅助装置电机的当前转速和心室辅助装置电机的当前电流。示例性地，检测模块可以包括检测心室辅助装置电机当前转速的检测装置以及检测心室辅助装置电机的当前电流的检测装置。需要说明的是，检测心室辅助装置电机的当前转速的方法可以使用测速发电机测速、光电数字测速、磁电转速传感器测速、漏磁转速测量法测速和振动测速等方法。

控制装置用于根据心室辅助装置电机的当前转速和心室辅助装置电机的当前电流，控制心室辅助装置的电机的转速，从而达到控制心室辅助装置流量的目的。

请参看图5，图5为本申请实施例提供的基于脉动性的控制装置的系统架构示意图；在图5中，目标压差确定模块120基于血管的脉动性，构建目标压差曲线，并根据目标压差曲线，获得目标压差，最终输出DPset；当前压差确定模块110根据电机的当前电流I和当前转速N，获得当前压差，最终输出DPe；电机控制模块130基于当前压差DPe和目标压差DPset，得到电机控制量I，控制心室辅助装置(VAD)的电机的转速。

请参看图6，图6为本申请实施例提供的基于脉动性的控制流程图；本申请实施例的第三方面提供一种基于脉动性的控制方法，该方法可以包括以下步骤：

步骤S200：根据电机的当前电流和当前转速，获得当前压差。

在上述步骤S200中，根据心室辅助装置的电机的当前转速和当前电流获得心室辅助装置当前在心室与血管之间的当前压差；应理解，当前压差表征血管和心室之间的压差。示例性地，以左心室辅助装置为例，当前压差为左心室和主动脉瓣之间的当前压差。

步骤S201：基于血管的脉动性，构建目标压差曲线，并根据目标压差曲线，获得目标压差。

在上述步骤S201中，基于血管的脉动性构建目标压差曲线；进而根据构建的目标压差曲线获得目标压差。

步骤S202：基于当前压差和目标压差，控制电机的转速。

在上述步骤S202中，在目标压差曲线构建完成之后，可以根据目标压差曲线获得与当前压差对应的目标压差；进一步地，可根据当前压差和目标压差控制电机的转速。

通过图6可知，本申请实施例提供的基于脉动性的控制方法根据电机的当前转速和当前电流获得当前压差，并基于血管的脉动性构建了目标压差曲线，从而得到与当前压差对应的目标压差，从而在目标压差和当前压差的基础上得出控制电机转速的控制量，实现对心室辅助装置基于脉动性的控制；由于实现了对压差的脉动性控制，本申请实施例提供的控制方法能够在满足心室辅助装置控制需求的同时，也能够改善由于主动脉压力持续高于左心室压力，导致瓣膜无法打开的情况。函数的偏差调整值函数的偏差调整值函数的偏差调整值。

请参见图7，图7为本申请实施例提供的电子设备的结构示意图。本申请实施例提供的一种电子设备300，包括：处理器301和存储器302，存储器302存储有处理器301可执行的机器可读指令，机器可读指令被处理器301执行时执行本申请实施例第三方面提供的控制方法。

基于同一发明构思，本申请实施例还提供一种计算机可读存储介质，所述计算机可读存储介质中存储有计算机程序指令，所述计算机程序指令被一处理器读取并运行时，执行本申请实施例第三方面提供的实现方式中的步骤。

所述计算机可读存储介质可以是随机存取存储器(Random Access Memory，RAM)，只读存储器(Read Only Memory，ROM)，可编程只读存储器(Programmable Read-OnlyMemory，PROM)，可擦除只读存储器(Erasable Programmable Read-Only Memory，EPROM)，电可擦除只读存储器(Electric Erasable Programmable Read-Only Memory，EEPROM)等各种可以存储程序代码的介质。其中，存储介质用于存储程序，所述处理器在接收到执行指令后，执行所述程序，本发明实施例任一实施例揭示的过程定义的电子终端所执行的方法可以应用于处理器中，或者由处理器实现。

在本申请所提供的实施例中，应该理解到，所揭露装置和方法，可以通过其它的方式实现。以上所描述的装置实施例仅仅是示意性的，例如，所述单元的划分，仅仅为一种逻辑功能划分，实际实现时可以有另外的划分方式，又例如，多个单元或组件可以结合或者可以集成到另一个系统，或一些特征可以忽略，或不执行。另一点，所显示或讨论的相互之间的耦合或直接耦合或通信连接可以是通过一些通信接口，装置或单元的间接耦合或通信连接，可以是电性，机械或其它的形式。

另外，作为分离部件说明的单元可以是或者也可以不是物理上分开的，作为单元显示的部件可以是或者也可以不是物理单元，即可以位于一个地方，或者也可以分布到多个网络单元上。可以根据实际的需要选择其中的部分或者全部单元来实现本实施例方案的目的。

再者，在本申请各个实施例中的各功能模块可以集成在一起形成一个独立的部分，也可以是各个模块单独存在，也可以两个或两个以上模块集成形成一个独立的部分。

可以替换的，可以全部或部分地通过软件、硬件、固件或者其任意组合来实现。当使用软件实现时，可以全部或部分地以计算机程序产品的形式实现。所述计算机程序产品包括一个或多个计算机指令。在计算机上加载和执行所述计算机程序指令时，全部或部分地产生按照本发明实施例所述的流程或功能。

所述计算机可以是通用计算机、专用计算机、计算机网络、或者其他可编程装置。所述计算机指令可以存储在计算机可读存储介质中，或者从一个计算机可读存储介质向另一个计算机可读存储介质传输，例如，所述计算机指令可以从一个网站站点、计算机、服务器或数据中心通过有线(例如同轴电缆、光纤、数字用户线(DSL))或无线(例如红外、无线、微波等)方式向另一个网站站点、计算机、服务器或数据中心进行传输。

在本文中，诸如第一和第二等之类的关系术语仅仅用来将一个实体或者操作与另一个实体或操作区分开来，而不一定要求或者暗示这些实体或操作之间存在任何这种实际的关系或者顺序。而且，术语“包括”、“包含”或者其任何其他变体意在涵盖非排他性的包含，从而使得包括一系列要素的过程、方法、物品或者设备不仅包括那些要素，而且还包括没有明确列出的其他要素，或者是还包括为这种过程、方法、物品或者设备所固有的要素。在没有更多限制的情况下，由语句“包括……”限定的要素，并不排除在包括所述要素的过程、方法、物品或者设备中还存在另外的相同要素。

以上所述仅为本申请的实施例而已，并不用于限制本申请的保护范围，对于本领域的技术人员来说，本申请可以有各种更改和变化。凡在本申请的精神和原则之内，所作的任何修改、等同替换、改进等，均应包含在本申请的保护范围之内。

Claims (10)

1.一种基于脉动性的控制装置，其特征在于，所述装置包括：当前压差确定模块、目标压差确定模块和电机控制模块；

所述当前压差确定模块用于根据心室辅助装置的电机的当前电流和当前转速，获得当前压差；其中，所述当前压差表征血管与心室之间的压差；

所述目标压差确定模块用于基于血管的脉动性，构建目标压差曲线，并根据所述目标压差曲线，获得目标压差；

所述电机控制模块用于基于所述当前压差和所述目标压差，控制所述电机的转速。

2.根据权利要求1所述的装置，其特征在于，其中，所述目标压差曲线包括目标压差函数的曲线；所述目标压差确定模块包括压差曲线构建单元；

在所述基于血管的脉动性，构建目标压差曲线的过程中：

所述压差曲线构建单元用于基于血管的脉动性，获取脉动式压差函数；其中，所述脉动式压差函数包括周期性的非线性函数；

所述压差曲线构建单元还用于确定所述脉动式压差函数的参数值，以获得所述目标压差函数。

3.根据权利要求2所述的装置，其特征在于，其中，所述参数值还包括同步控制周期；

在所述确定所述脉动式压差函数的参数值的过程中：

所述压差曲线构建单元具体用于根据心动周期的预设倍数，通过公式T＝n(time/bt)确定所述同步控制周期T；其中，bt为心率值，time/bt为心动周期，n为正整数；所述同步控制周期表征所述脉动式压差函数的波动与心脏的收缩和舒张过程同步。

4.根据权利要求2所述的装置，其特征在于，其中，所述参数值包括幅值；

在所述确定所述脉动式压差函数的参数值的过程中：

所述压差曲线构建单元具体用于根据预设搏动性要求，控制所述脉动式压差函数的峰值和谷值之差大于等于搏动压差阈值；以及

根据所述峰值和所述谷值之差，确定所述幅值。

5.根据权利要求4所述的装置，其特征在于，其中，所述参数值还包括函数的偏差调整值；

在所述确定所述脉动式压差函数的参数值的过程中：

所述压差曲线构建单元具体用于根据压差预设均值范围，确定所述函数的偏差调整值；其中，所述函数的偏差调整值用于在所述幅值的基础上，保证血管的最低压不超过低压阈值。

6.根据权利要求1所述的装置，其特征在于，所述控制装置还包括反流控制模块；在所述基于血管的脉动性，构建目标压差曲线，并根据所述目标压差曲线，获得目标压差之后，

所述反流控制模块用于在所述目标压差曲线之后串联低压控制函数，以降低经过所述目标压差控制后的血管压力。

7.根据权利要求1所述的装置，其特征在于，所述控制装置还包括预处理模块；在所述根据所述心室辅助装置的电机的当前电流和当前转速之前，

所述预处理模块用于获取所述心室辅助装置的当前电流和当前原始转速；以及

对所述当前原始转速进行滤波，以获得所述当前转速。

8.一种基于脉动性的心室辅助系统，其特征在于，所述心室辅助系统包括：心室辅助装置、检测模块和根据权利要求1-7中任一项所述的控制装置；

所述检测模块用于获取所述电机的当前转速和所述电机的当前电流；

所述控制装置用于根据所述电机的当前转速和所述电机的当前电流，控制所述心室辅助装置的电机的转速。

9.一种基于脉动性的控制方法，其特征在于，所述控制方法用于控制心室辅助装置的电机的转速；所述方法包括：

根据所述电机的当前电流和当前转速，获得当前压差；其中，所述当前压差表征血管与心室之间的压差；

基于血管的脉动性，构建目标压差曲线，并根据所述目标压差曲线，获得目标压差；

基于所述当前压差和所述目标压差，控制所述电机的转速。

10.一种计算机可读存储介质，其特征在于，所述计算机可读存储介质中存储有计算机程序指令，所述计算机程序指令被一处理器运行时，执行权利要求9所述方法中的步骤。