CN107045281B - 一种基于心脏泵新模型的变转速控制方法 - Google Patents

Abstract

本发明公开了一种基于心脏泵新模型的变转速控制方法，属于人工心脏控制领域。本发明根据旋转型心脏泵的水力特性和相似定理，构建了心脏泵转速、流量和压力之间的数学模型。基于该模型的控制方法将该心脏泵数学模型和现代检测控制技术相结合，通过采集血压和流量信号，应用抽吸反流检测器确定抽吸反流程度，结合生理参考模型，确定转速反馈控制方法。本发明通过旋转泵的工作原理，建立旋转泵的数学模型，基于该数学模型的心脏泵变转速控制方法可有效检测心脏泵的工作状态，对抽吸或反流进行及时消除，提高了心脏泵***的可靠性。

Description

一种基于心脏泵新模型的变转速控制方法

技术领域

本发明属于人工心脏范畴，具体涉及一种旋转式心脏泵的数学模型的变转速控制方法。

背景技术

旋转型商业化心脏泵目前已经广泛地应用于重症心衰患者的治疗和移植手术的过渡手段。经过长期的机械辅助表明，传统的定转速工作模式，虽然提高了泵的耐久性和可靠性，由于输出的是非搏动血流，降低了整个血液循环***的搏动压力和搏动指数，从而影响了整个心动周期各相的血液动力学特性。这种控制方式会导致肠胃出血、主动脉充盈不足、心室收缩里下降等众多并发症，降低了患者的生活质量，同时也不利于病人摆脱对心脏泵的依赖，达不到恢复治疗的目的。

因此，为解决旋转式心脏泵传统控制方式和患者生理要求的矛盾，有必要建立旋转型心脏泵的变转速数学模型和控制方法。本发明对研究高可靠性的心脏泵变转速控***，尤其是对血流搏动性的提高，心动周期各相的血液动力学性能的改善，旋转式心脏泵的并发症的降低具有重要的现实意义。

此外，在临床应用中发现，心脏泵开始辅助工作后，将和左心室进入复杂的耦合重建过程，而且该过程还会随着患者的活动状态而变化。目前，该重建机理还不清楚。当心脏泵的转速过高时，则静脉回流过慢，心室会发生抽吸现象，这是由于心脏泵的过量抽血导致，并且伴随着泵入口处的溶血、血栓和组织破坏；而当心脏泵的转速过低时，心脏泵的输出压力低于主动脉压力，导致心脏泵反流，出现倒灌。尤其在患者心脏的功能恢复阶段，自然心脏的收缩力增强，会容易导致反流现象，反流和倒灌程度与泵产生的流量和压力相关。抽吸和反流是心脏泵应用过程中出现的异常工况，一旦发生左心室抽吸，泵的出口流量为零，无法为***输送足够的血流量；发生反流，泵失去了辅助功能，而且导致严重的血损问题。当抽吸，反流持续时间过长，将危害患者生命。因此在变转速控制***中实现抽吸和反流的检测和反馈控制能有效提高***的可靠性。

经对现有技术文献的检索，中国专利号CN 104043153 A，专利名称：一种用于人工心脏压力与流量控制的装置与控制方法，该专利提出一种变转速控制方法，通过检测机体所处运动状态下的血压与流量数据，达到调节血泵中血液的血压和流速的目的。但该专利不涉及旋转泵的数学模型，也未对心脏泵的异常工况进行反馈控制。

发明内容

针对上述现有技术的不足，本发明解决的问题是利用旋转泵的相似性定理建立转速与流量、扬程之间的数学模型，在此基础上提出可检测心脏泵抽吸反流的高可靠性的变转速控制方法。

本发明的技术方案是：一种基于心脏泵新模型的变转速控制方法，包括以下步骤：

步骤1，从心脏泵的水力特性和相似性定理出发，建立旋转型心脏泵的数学模型；步骤2，将心脏泵模型和心血管模型耦合，建立***的耦合模型；步骤3，检测心脏泵和心血管***的血压和压力；步骤4，根据血压和压力信息，对心脏泵进行抽吸、反流检测；步骤5，由检测结果，确定抽吸、反流状态时的调速方案；步骤6，把转速输入心脏泵和血液循环***耦合的模型，并结合生理参考模型输出的正常生理信息，确定最终的转速，步骤7输出的转速信息输入转速反馈控制模块，通过PI或PID控制算法调节转速，并输入驱动电路转换成电压信号，调节心脏泵转速。

进一步，所述步骤1具体包括：

步骤1.1，首先确定控制模型参数：确定旋转型心脏泵的电机的转速速度ω；然后确定旋转型心脏泵的性能参数：心脏泵的扬程H；心脏泵的流量Q；

步骤1.2，根据上述模型参数和心脏泵的相似性定理，建立心脏泵的电学参数和水力参数之间的数学模型；具体包括：

步骤1.2.1，确定旋转泵理论扬程H_t和流量Q₀之间的线性关系：

H_t＝β₀Q₀+b (1)

其中，β₀，b均为系数；

步骤1.2.2，建立旋转泵的实验扬程和理论扬程之间的数学关系:

H₀＝H_t-ΔH (2)

其中，H₀为当泵的转速为ω₀时，泵的实际扬程H₀；H_t为理想扬程，无任何损失；ΔH为为水力损失；

步骤1.2.3，确定旋转式心脏泵的水力损失ΔH

ΔH＝k(Q₀-Q_opt)² (3)

其中，Q₀为实际流量；Q_opt为设计流量；k为系数；

步骤1.2.4，确定水力惯性：水力惯性为：

β₁为系数；

步骤1.2.5，确定转速则综合得到转速为ω₀时的扬程公式：

步骤1.2.6，由泵相似理论，确定任一转速ω与已知转速ω₀之间的流量和扬程关系如下：

步骤1.2.7，构建任一转速下ω将式(4)带入式(3)，推广可得新型旋转泵数学模型：

步骤1.3，确定模型系数：采用水力实验和数学耦合方法确定模型系数，对旋转型心脏泵进行水力性能实验，获得不同转速ω下的扬程H和流量Q的关系，通过耦合确定心脏泵模型中的系数。

进一步，所述步骤2，具体包括：

步骤2.1，提出了二尖瓣、主动脉瓣、三尖瓣的时变电阻模型，建立基于时变电阻模型的心血管***模型；其中，时变电阻主要模拟瓣膜对血液的阻力作用，恒电感主要模拟心室血流的惯性和瓣膜闭合的滞后性；时变电阻的电阻值是根据瓣膜在一个心动周期内的四个状态下对血液的阻力来确定，这四个状态为：瓣膜完全张开、瓣膜闭合过程、瓣膜完全闭合和瓣膜开启过程；电阻阻值数学表达式如式(7)所示；其中，Tc为一个心动周期时间，T₁是瓣膜开始闭合时间点，T₂是瓣膜完全闭合时间点，T₃是瓣膜张开时间点，T_d为心室弹性函数达到最大值时的时间点，它们的关系如式(8)所示：

T₁＝0.28T_d，T₂＝0.53T_d，T₃＝1.3T_d (8)

根据上述瓣膜的时变电阻模型，同时考虑血液在心室的惯性，建立改进型的心血管***等效电路模型；该模型可以揭示瓣膜在收缩期闭合快慢和闭合质量对瓣膜流量的影响；

步骤2.2，将步骤1中的心脏泵模型和心血管***模型耦合，建立了优化的心血管***和心脏泵耦合模型：R_M、R_A、R_C、R_S表示分别表示二尖瓣阻抗、主动脉瓣阻抗、主动脉阻抗和动脉***阻抗。L_M、L_S表示二尖瓣和主动脉的血液惯性。二极管D表示主动脉瓣的开关状态。C_R、C(t)、C_A、C_S表示左心房、左心室、主动脉和动脉集总***的顺应性，C(t)为时变电阻。H表示心脏泵，R_i，R_o为心脏泵进出口导管阻力，L_i，L_o为心脏泵进出口导管的血流惯性，R_k为可调电阻，便于模拟耦合***的各种异常现象。变量x₁表示左心房压力(Left AtrialPressure,LAP)；变量x₂表示左心室压力(Left Ventricular Pressure,LVP)；变量x₃表示主动脉压力(Aorta Pressure,AOP)；变量x₄表示动脉压力(Arterial Pressure,AP)；变量x₅表示主动脉流量(Aorta Flow,AF)；变量x₆表示二尖瓣流量(Mitral Flow,MF)；变量x₇表示泵流量(Pump Flow,PF)。

心脏泵和心血管耦合模型的状态方程为为七阶状态方程：

其中b为矢量矩阵

b＝[0 0 0 0 0 0 -β₂/L^*]^T

其中L^*＝L_i+L_o+L_p,R^*＝R_i+R_o+R_k+R_p,

进一步，所述步骤3中血压和流量的检测方法有两种：通过传感器检测获取；或者通过扩展卡尔曼滤波器进行间接获取。

进一步，所述步骤4中抽吸反流检测，由控制芯片将压力和流量波形进行特征提取，确定抽吸或反流指示参数，确定是否发生抽吸或反流以及其程度。

进一步，所述步骤5根据步骤4确定的心脏泵状态而确定速度调节方案。

进一步，所述步骤6中，待调节的转速输入心脏泵和血液循环***耦合的模型，计算得到血液动力学参数，并与生理参考模型输出的参数进行对比，对心脏泵转速进行修正：所述生理参考模型采用流量参考模型：

其中，Q_ref为参考流量，Pa为***的主动脉压，Qa为***的主动脉压。

进一步，所述步骤7中，通过控制算法确定转速，并由驱动电路转换成电压信号，驱动电机绕组产生新的电磁场，控制心脏泵的电机转速。

本发明的有益效果：临床上常用的定转速控制方法降低了血流的搏动性，从而会导致主动脉充盈不足，胃出血等众多并发症，同时也无法满足患者各种生理需求。本发明提出了一种基于心脏泵新模型的变转速控制方法。根据***检测的血压和流量信号，提取抽吸和反流的指示参数，可及时确定心脏泵异常状态抽吸、反流的程度，为反馈控制提供依据。根据旋转式心脏泵的水力特性和相似定理提出了心脏泵的扬程、流量和转速之间的非线性模型，可预测不同转速下心脏泵输出的流量和压力，适用于离心式、轴流式和混流式心脏泵。该模型和改进心血管模型的耦合***，与生理参考模型比较，实现转速的反馈控制，可提高***的搏动性，并可满足患者的生理要求(休息、运动和正常状态)。这种基于心脏泵新模型的变转速控制方法将抽吸、反流的检测与基于生理参考模型的反馈控制相结合，不仅可以及时检测和消除心脏泵的异常状态，提高了控制***的可靠性，而且提高了***血流的搏动性，并满足患者的生理需求。此外，反流的检测还可作为评价采用左心辅助的患者心脏功能恢复的指标。

附图说明

图1心脏泵和心血管耦合模型；

图2为旋转型心脏泵的变转速控制原理框图；

图3为变转速控制流程图；

图4应用耦合模型仿真得到的抽吸过程流量曲线；

图5应用耦合模型仿真得到的反流过程流量曲线。

具体实施方式

下面将对本发明实施例中的技术方案进行清楚、完整地描述。

如图2-3所示，本发明的具体过程为：步骤1，从心脏泵的水力特性和相似性定理出发，建立旋转型心脏泵的数学模型；步骤2，将心脏泵模型和心血管模型耦合，建立***的耦合模型；步骤3，检测心脏泵和心血管***的血压和压力；步骤4，根据血压和压力信息，对心脏泵的抽吸、反流检测；步骤5，由检测结果，确定抽吸、反流状态时的调速方案；步骤6，把转速输入心脏泵和血液循环***耦合的模型，并结合生理参考模型输出的正常生理信息，确定最终的转速，步骤7输出的转速信息输入转速反馈控制模块，通过控制算法调节转速，并输入驱动电路转换成电压信号，调节心脏泵转速。

下面结合附图对本发明的技术方案做进一步说明：

1、从心脏泵的水力特性和相似性定理出发，建立旋转型心脏泵的数学模型；

步骤1.1，首先确定控制模型参数：确定旋转型心脏泵的电机的转速速度ω；然后确定旋转型心脏泵的性能参数：心脏泵的扬程H；心脏泵的流量Q；

步骤1.2，根据上述模型参数，根据心脏泵的相似性定理，建立心脏泵的电学参数和水力参数之间的数学模型；具体包括：

步骤1.2.1，确定旋转泵理论扬程H_t和流量Q₀之间的线性关系：

H_t＝β₀Q₀+b (1)

其中，β₀，b均为系数；

步骤1.2.2，建立旋转泵的实验扬程和理论扬程之间的数学关系:

H₀＝H_t-ΔH (2)

其中，H₀为当泵的转速为ω₀时，泵的实际扬程H₀；H_t为理想扬程，无任何损失；ΔH为为水力损失；

步骤1.2.3，确定旋转式心脏泵的水力损失ΔH

ΔH＝k(Q₀-Q_opt)² (3)

其中，Q₀为实际流量；Q_opt为设计流量；k为系数；

步骤1.2.4，确定水力惯性：水力惯性为：

β₁为系数；

步骤1.2.5，确定转速则综合得到转速为ω₀时的扬程公式：

步骤1.2.6，由泵相似理论，确定任一转速ω与已知转速ω₀之间的流量和扬程关系如下：

步骤1.2.7，构建任一转速下ω将式(4)带入式(3)，推广可得新型旋转泵数学模型：

步骤1.3，确定模型系数：采用水力实验和数学拟合方法确定模型系数，对旋转型心脏泵进行水力性能实验，获得不同转速ω下的扬程H和流量Q的关系，通过耦合确定心脏泵模型中的系数。

确定心脏泵变转速模型的实施按计算的步骤进行。根据旋转型心脏泵样机的水力性能实验结果，拟合得到心脏泵数学模型中的β₀，β₁，k，b等系数，Q_opt由叶轮设计方案确定。

2、确定耦合模型系数。将系数带入公式(6)中。将检测的流量Q，压差H，以及计算得到流量变化率

初始的电机角速度ω₀代入，计算得到预控制的电机转速ω。软件算法中，根据抽吸反流程度，结合生理参考模型输出的血压和血流信号，由心脏泵旋转控制模型中的现有转速ω₀计算得到需要控制的电机转速ω之间的关系。

具体包括：

步骤2.1，提出了二尖瓣、主动脉瓣、三尖瓣的时变电阻模型，建立基于时变电阻模型的心血管***模型；其中，时变电阻主要模拟瓣膜对血液的阻力作用，恒电感主要模拟心室血流的惯性和瓣膜闭合的滞后性；时变电阻的电阻值是根据瓣膜在一个心动周期内的四个状态下对血液的阻力来确定，这四个状态为：瓣膜完全张开、瓣膜闭合过程、瓣膜完全闭合和瓣膜开启过程；电阻阻值数学表达式如式(7)所示。其中，Tc为一个心动周期时间，T1是瓣膜开始闭合时间点，T2是瓣膜完全闭合时间点，T3是瓣膜张开时间点，Td为心室弹性函数达到最大值时的时间点，它们的关系如式(8)所示：

T₁＝0.28T_d，T₂＝0.53T_d，T₃＝1.3T_d (8)

根据上述瓣膜的时变电阻模型，同时考虑血液在心室的惯性，建立改进型的心血管***等效电路模型；该模型可以揭示瓣膜在收缩期闭合快慢和闭合质量对瓣膜流量的影响；

步骤2.2，如图1所示，将步骤1中的心脏泵模型和心血管***模型耦合，建立了优化的心血管***和心脏泵耦合模型：

其中，R_S、R_M、R_A、R_C分别代表动脉***、二尖瓣、主动脉瓣和主动脉阻抗；C(t)、C_S、C_A、C_R分别表示动脉***、主动脉和左心房顺应性；L_S，L_M分别代表动脉和二尖瓣的血流惯性。变量x₁表示左心房压力(Left Atrial Pressure,LAP)；变量x₂表示左心室压力(LeftVentricular Pressure,LVP)；变量x₃表示主动脉压力(Aorta Pressure,AOP)；变量x₄表示动脉压力(Arterial Pressure,AP)；变量x₅表示主动脉流量(Aorta Flow,AF)；变量x₆表示二尖瓣流量(Mitral Flow,MF)；变量X₇表示泵流量(Pump Flow,PF)；

心脏泵和心血管耦合模型的状态方程为为七阶状态方程：

其中b为矢量矩阵

b＝[0 0 0 0 0 0 -β₂/L^*]^T

其中L^*＝L_i+L_o+L_p,R^*＝R_i+R_o+R_k+R_p,

3.检测心脏泵和心血管***的血压和压力

所述步骤3中的压力和流量检测方法目前有两种：一种是采用传感器直接测量得到，其中流量检测可利用超声波流量计或电磁流量计测量，血压则通过压力传感器进行测量；另一种则是基于电机参数的间接测量方法，利用电机参数，应用扩展卡尔曼滤波器处理得到压力传感器信号。

4.根据血压和压力信息，对心脏泵抽吸、反流检测；

所述步骤4处理过程需要对血压或流量信号进行分析和特征提取，通过分析左心室压力，主动脉压力以及泵的压力，确定标定抽吸和反流的指示参数，并可根据指示参数的范围确定抽吸和反流程度。对抽吸的检测可以通过对流量或压力曲线的包络线斜率进行判断，或者通过对流量或压力信号的谐波成分进行分析。对反流的检测主要通过泵的流量和***的流量信号来进行判别。

实施例中，所述步骤4中的抽吸检测可通过泵流量Q_P来实现(图4所示)。泵流量最小值组成包络线的斜率

在抽吸发生时为0或小于0。因此可根据，

小于等于0时，表征发生抽吸；

则表征没有发生抽吸。

可作为抽吸的指示参数。

所述步骤4中的反流检测可通过泵的流量和主动脉的流量进行判断。当泵的总流量和主动脉流量输出为正值而泵出现瞬时反流，即泵的最小流量为Q_pmin<0，说明出现轻度反流。此时泵依然辅助自然心脏供血，但由于自然心脏机能的恢复或者泵的转速下降导致泵的供血能力下降出现反流；当泵的正向流量小于反向流量，此时泵的平均输出流量为0，认为发生了中度反流；当主动脉流量Q_A<0，则发生了重度反流。选用泵指示参数RI

ΔQ表示左心室内血液的净流量，LVEDV表示左心室舒张末期容积LVEDV比值。

所述步骤4中的反流指示参数满足0.3<RI<0.359时，泵的总流量和主动脉流量输出为正值，但是泵出现瞬时反流时，为轻度反流；0.359≤RI≤0.369,为中度反流；RI>0.369主动脉产生瞬态流量出现负值，轴流泵整个心动周期瞬时流量几乎都为负值，为重度反流。

5.根据步骤4确定的心脏泵状态，而确定速度调节方案。

如图5所示，所述步骤5根据步骤4确定的心脏泵状态，结合旋转型心脏泵的类型和转速范围，而确定初步的速度调节方案。以轴流式心脏泵为例，其转速范围为5000rpm和10000rpm之间。对于抽吸状态，采用降低转速的方案，以500转/分的调速步长下调转速，及时消除抽吸；对于反流状态，则500转/分的速度步长下调转速提高转速。而离心式心脏泵，其转速范围在2000rpm和4000rpm之间，速度步长设为200转/分。

6.所述步骤5中的调速方案输入心脏泵和心血管耦合模型，结合生理参考模型输出的正常生理信息，对心脏泵转速进行调节，确保提高搏动性，满足生理要求。

所述步骤6中，待调节的转速输入心脏泵和血液循环***耦合的模型，计算得到***各部分的流量，压力参数，通过生理参考模型输出的参数进行对比，对心脏泵转速进行修正。所述步骤6中的生理参考模型可为流量或压力参考模型。实施例中采用流量参考模型。模型为：

7.输出的转速信息通过驱动电路转换成电压信号，调节心脏泵转速。

所述步骤7中，转速反馈控制中，控制芯片根据步骤4输出的转速信号输入驱动电路产生为电压脉冲信号，驱动心脏泵电机输出符合要求的转速ω和转矩，带动叶轮产生符合生理参考模型设定的流量和压力。控制算法可以采用PI，PID等简单可靠的控制算法，也可采用基于神经网络，模糊控制的复杂算法。

在本说明书的描述中，参考术语“一个实施例”、“一些实施例”、“示意性实施例”、“示例”、“具体示例”、或“一些示例”等的描述意指结合该实施例或示例描述的具体特征、结构、材料或者特点包含于本发明的至少一个实施例或示例中。在本说明书中，对上述术语的示意性表述不一定指的是相同的实施例或示例。而且，描述的具体特征、结构、材料或者特点可以在任何的一个或多个实施例或示例中以合适的方式结合。

尽管已经示出和描述了本发明的实施例，本领域的普通技术人员可以理解：在不脱离本发明的原理和宗旨的情况下可以对这些实施例进行多种变化、修改、替换和变型，本发明的范围由权利要求及其等同物限定。

Claims (7)

1.一种基于心脏泵新模型的变转速控制方法，其特征在于，包括以下步骤：

步骤1，从心脏泵的水力特性和相似性定理出发，建立旋转型心脏泵的数学模型；步骤2，将心脏泵模型和心血管模型耦合，建立***的耦合模型；步骤3，检测心脏泵和心血管***的血压和压力；步骤4，根据血压和压力信息，对心脏泵进行抽吸、反流检测；步骤5，由检测结果，确定抽吸、反流状态时的调速方案；步骤6，把转速输入心脏泵和血液循环***耦合的模型，并结合生理参考模型输出的正常生理信息，确定最终的转速；步骤7输出的转速信息输入转速反馈控制模块，通过PI或PID控制算法调节转速，并输入驱动电路转换成电压信号，调节心脏泵转速；

所述步骤4中的反流检测可通过泵的流量和主动脉的流量进行判断；当泵的总流量和主动脉流量输出为正值而泵出现瞬时反流，即泵的最小流量为Q_pmin<0，说明出现轻度反流；此时泵依然辅助自然心脏供血，但由于自然心脏机能的恢复或者泵的转速下降导致泵的供血能力下降出现反流；当泵的正向流量小于反向流量，此时泵的平均输出流量为0，认为发生了中度反流；当主动脉流量Q_A<0，则发生了重度反流；选用泵指示参数RI，其中：

ΔQ表示左心室内血液的净流量，LVEDV表示左心室舒张末期容积LVEDV比值；

所述步骤4中的反流指示参数满足0.3<RI<0.359时，泵的总流量和主动脉流量输出为正值，但是泵出现瞬时反流时，为轻度反流；0.359≤RI≤0.369,为中度反流；RI>0.369主动脉产生瞬态流量出现负值，轴流泵整个心动周期瞬时流量几乎都为负值，为重度反流；

所述步骤6中，待调节的转速输入心脏泵和血液循环***耦合的模型，计算得到血液动力学参数，并与生理参考模型输出的参数进行对比，对心脏泵转速进行修正：所述生理参考模型采用流量参考模型：

其中，Q_ref为参考流量，Pa为***的主动脉压，Qa为***的主动脉压；

所述步骤7中，转速反馈控制中，控制芯片根据步骤4输出的转速信号输入驱动电路产生为电压脉冲信号，驱动心脏泵电机输出符合要求的转速ω和转矩，带动叶轮产生符合生理参考模型设定的流量和压力；控制算法采用简单可靠的PI、PID控制算法，或者采用基于神经网络模糊控制的复杂算法。

2.根据权利要求1所述的一种基于心脏泵新模型的变转速控制方法，其特征在于，所述步骤1具体包括：

步骤1.1，首先确定控制模型参数：确定旋转型心脏泵的电机的转速速度ω；然后确定旋转型心脏泵的性能参数：心脏泵的扬程H；心脏泵的流量Q；

步骤1.2，根据上述模型参数和心脏泵的相似性定理，建立心脏泵的电学参数和水力参数之间的数学模型；具体包括：

步骤1.2.1，确定旋转泵理论扬程H_t和实际流量Q₀之间的线性关系：

H_t＝β₀Q₀+b (1)

其中，β₀，b均为系数；

步骤1.2.2，建立旋转泵的实验扬程和理论扬程之间的数学关系:

H₀＝H_t-ΔH (2)

其中，H₀为当泵的转速为ω₀时，泵的实际扬程H₀；H_t为理论扬程，无任何损失；ΔH为水力损失；

步骤1.2.3，确定旋转型心脏泵的水力损失ΔH

ΔH＝k(Q₀-Q_opt)² (3)

其中，Q₀为实际流量；Q_opt为设计流量；k为系数；

步骤1.2.4，确定水力惯性：水力惯性为：

β₁为系数；

步骤1.2.5，确定转速则综合得到转速为ω₀时的扬程公式：

步骤1.2.6，由泵相似理论，确定任一转速ω与已知转速ω₀之间的流量和扬程关系如下：

步骤1.2.7，构建任一转速下ω将式(4)带入式(3)，推广可得新型旋转泵数学模型：

步骤1.3，确定模型系数：采用水力实验和数学耦合方法确定模型系数，对旋转型心脏泵进行水力性能实验，获得不同转速ω下的扬程H和流量Q的关系，通过耦合确定心脏泵模型中的系数。

3.根据权利要求1所述的一种基于心脏泵新模型的变转速控制方法，其特征在于，上述步骤2，具体包括：

步骤2.1，提出了二尖瓣、主动脉瓣、三尖瓣的时变电阻模型，建立基于时变电阻模型的心血管***模型；其中，时变电阻主要模拟瓣膜对血液的阻力作用，恒电感主要模拟心室血流的惯性和瓣膜闭合的滞后性；时变电阻的电阻值是根据瓣膜在一个心动周期内的四个状态下对血液的阻力来确定，这四个状态为：瓣膜完全张开、瓣膜闭合过程、瓣膜完全闭合和瓣膜开启过程；电阻阻值数学表达式如式(7)所示；其中，Tc为一个心动周期时间，T₁是瓣膜开始闭合时间点，T₂是瓣膜完全闭合时间点，T₃是瓣膜张开时间点，T_d为心室弹性函数达到最大值时的时间点，它们的关系如式(8)所示：

T₁＝0.28T_d，T₂＝0.53T_d，T₃＝1.3T_d (8)

根据上述瓣膜的时变电阻模型，同时考虑血液在心室的惯性，建立改进型的心血管***等效电路模型；该模型可以揭示瓣膜在收缩期闭合快慢和闭合质量对瓣膜流量的影响；

步骤2.2，将步骤1中的心脏泵模型和心血管***模型耦合，建立了优化的心血管***和心脏泵耦合模型：心血管***由左心房、左心室、二尖瓣、主动脉瓣和体循环***组成；R_M、R_A、R_C、R_S表示分别表示二尖瓣阻抗、主动脉瓣阻抗、主动脉阻抗和动脉***阻抗；L_M、L_S表示二尖瓣和主动脉的血液惯性；二极管D表示主动脉瓣的开关状态；C_R、C(t)、C_A、C_S表示左心房、左心室、主动脉和动脉集总***的顺应性，C(t)为时变电阻；H表示心脏泵，R_i，R_o为心脏泵进出口导管阻力，L_i，L_o为心脏泵进出口导管的血流惯性，R_k为可调电阻，便于模拟耦合***的各种异常现象；变量x₁表示左心房压力；变量x₂表示左心室压力；变量x₃表示主动脉压力；变量x₄表示动脉压力；变量x₅表示主动脉流量；变量x₆表示二尖瓣流量；变量x₇表示泵流量；心脏泵和心血管耦合模型的状态方程为七阶状态方程：

其中b为矢量矩阵

b＝[0 0 0 0 0 0 -β₂/L^*]^T

其中，L^*＝L_i+L_o+L_p,R^*＝R_i+R_o+R_k+R_p,

4.根据权利要求1所述的一种基于心脏泵新模型的变转速控制方法，其特征在于，所述步骤3中血压和流量的检测方法有两种：通过传感器检测获取或者通过扩展卡尔曼滤波器进行间接获取。

5.根据权利要求1所述的一种基于心脏泵新模型的变转速控制方法，其特征在于，所述步骤4中抽吸反流检测，由控制芯片将压力和流量波形进行特征提取，确定抽吸或反流指示参数，确定是否发生抽吸或反流以及其程度。

6.根据权利要求1所述的一种基于心脏泵新模型的变转速控制方法，其特征在于，所述步骤5根据步骤4确定的心脏泵状态而确定速度调节方案。

7.根据权利要求1所述的一种基于心脏泵新模型的变转速控制方法，其特征在于，所述步骤7中，通过控制算法确定转速，并由驱动电路转换成电压信号，驱动电机绕组产生新的电磁场，控制心脏泵的电机转速。

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