CN115279450A - 下一代全人工心脏 - Google Patents

Abstract

一种全人工心脏系统，包括：耦合到（或能够耦合到）人心脏的腔室或血管的至少一个人工心室和耦合到人工心室的至少一个驱动系统，该驱动系统包括至少一个植入的电动机。该驱动系统使人工心室收缩和扩张。

Description

下一代全人工心脏

技术领域

本文描述的主题涉及用于便携式致动电动马达驱动的人工心脏的装置、系统和方法。

背景技术

心脏是驱动人类和其他生物的心血管系统的肌肉。作为一个泵，心脏将血液输送到全身，以提供氧气、营养、激素并清除废物。血液在人体中沿着两条独立的路径，即所谓的肺循环回路和体循环回路。在肺回路中，心脏首先将血液泵入肺部以释放二氧化碳并结合氧气，然后再返回心脏。因此，含氧血液不断地供应到心脏。在两者中较长的体循环回路中，心脏将含氧血液泵入身体其他部位，以供应氧气并去除二氧化碳，二氧化碳是在全身中进行的代谢功能的副产物。心脏通过其壁的有序肌肉收缩产生的脉冲向两个回路供应血液。

为了保持血液通过这两个独立的循环回路，人的心脏具有成对工作的四个不同的腔室。如图1所示，心脏10包括右心房12、右心室14、左心房16和左心室18。右心室和左心房这一对腔室直接连接到肺回路。在其中，来自身体的脱氧血液从右心室14被泵送到肺部，在那里它被氧合，然后被泵回左心房16。

在体回路中，另一对腔室将含氧血液泵送通过身体器官、组织和骨骼。血液从左心房16(从肺流向左心房)移动到左心室18，左心室18又将血液泵送到全身并一直回到右心房12。然后血液流向右心室14，在那里重复循环。在每个回路中，血液通过心房进入心脏并通过心室离开心脏。

因此，心室14、18基本上是两个单独的泵，它们一起工作以使血液移动通过两个循环回路。四个止回阀控制心脏内的血液流动并防止在错误的方向上流动。三尖瓣20控制血液从右心房12流入右心室14。类似地，二尖瓣22控制血液从左心房16流入左心室18。两个半月瓣(肺半月瓣24和主动脉半月瓣26)分别控制离开心脏流向肺和体回路的血流。因此，在每个完整的循环中，血液由右心室14通过肺半月瓣24泵送至肺并返回至左心房16。然后血液通过二尖瓣22流至左心室18，左心室18转而通过主动脉半月瓣26将其泵送至全身并返回右心房12。最后，血液通过三尖瓣20流回右心室14，并重复循环。

当心肌挤压每个心室时，它充当对血液施加压力的泵，从而将血液推出心脏并通过身体。血压是心脏功能的指标，是在心肌收缩和放松时测量的。所谓的收缩压是，当心脏左心室收缩迫使血液通过体循环回路中的动脉时，血液对动脉壁施加的最大压力。所谓的舒张压是，左心室放松并重新充满血液时，血管壁上的最低压力。健康的血压被认为是大约120毫米的水银收缩压和80毫米的水银舒张压(通常表示为120/80)。

因为循环系统的功能是服务于所有身体组织的生物需求(即，将营养物质输送到组织，将废物运走，将激素从身体的一个部位分配到另一个部位，以及通常地，为了组织细胞的最佳功能和存活维持适当的环境)，血液被心脏循环的速率是其功能的一个关键方面。心脏有一个内置机制(所谓的Frank-Starling机制)，无论流入多少血液，该机制都允许它自动泵出。根据人所从事的活动，健康人体中的这种心输出量可以从大约4升到大约15升每分钟(LPM)变化，心率可以从大约50跳到大约180跳每分钟变化。

多年来已经开发了数种人工设备来补充或替代患者的衰竭心脏的功能。其中包括由公司和研究机构(例如柏林心脏研究所、宾夕法尼亚州立大学、犹他大学、克利夫兰诊所基金会、Perkinje大学(位于捷克斯洛伐克布鲁诺)、东京大学、索拉泰克公司(ThoratecCorporation)、阿比奥梅德公司(Abiomed Inc.)、Novacor和新姆宾公司(Symbion Inc.))开发的设备。通常，这些人工设备由旨在复制人体左右心室所需的泵送功能的泵组成。这些泵的一种致动方法是通过外部机构的气动作用。例如，参见美国专利第4,611,578和5,766,207号。压缩空气的周期性脉冲以所需的压力和心输出速率驱动泵。可以在脉冲之间施加适度的真空，以允许心室更快速地再填充流自相应心房的血液。

迄今为止用于驱动所有人工心脏的气动驱动器很笨重，不足以为患者提供任何程度的独立活动性。他们使用了压缩机、真空泵和与电动阀相连的空气罐，所有这些都导致了一个只能用轮子并且需要相当大的努力才能运输的大而重的装置。因此，在过去的二十年中，已经进行了许多尝试来为这些设备生产便携式驱动器。然而，由于所需功能和生产其所需硬件的复杂性，气动心脏驱动器仍然体积庞大，需要经常维护，并且经常提供与它们打算替换的较大驱动器的性能不匹配的空气脉冲。即使在目前达到的大约15磅的重量和大约0.7立方英尺的尺寸下，气动驱动器仍然很笨重，并且对于由人工心脏维持生命的患者来说基本上是不便携的。

本质上，便携式驱动器需要是可靠的、耐用的、易于使用并且设计足够简单从而是负担得起的。不幸的是，这些要求中的每一个都导致设计的复杂性，这反过来又导致设备不够小和轻量，无法在患者手中进行管理。此外，至关重要的是，气动驱动器必须能够在人工心脏的左心室和右心室之间提供正确的压力平衡，以确保无论操作速度如何，肺回路和体回路都有适当的操作压力。通常，这要求驱动器能够操作以保持平均约9mmHg的右心房压力、约35mmHg的平均肺动脉压力、约10mmHg的左心房压力和约95mmHg的平均主动脉压力。

迄今为止，这种向人工心脏设备的左右腔室(心室)提供不同操作压力的需要还未被适用于便携式驱动器的简单设计满足。例如，在美国专利第4,611,578号中描述的血液泵包括一种配置，其中一个共同气缸中的两个往复式活塞可以交替操作以提供冗余，或独立地操作以致动两个单独的气动血液泵。该专利没有解决这个问题，但它描述了一个复杂的控制系统，按理说可以用来为人工心脏的每个腔室提供正确的操作压力。然而，尽管被描述为便携式的，该设备的复杂和多组件结构必然需要相对重和大的装置。市售模块重约25磅，体积约为0.6立方英尺。

美国专利第5,766,207号描述了另一种用于心室辅助设备的便携式气动驱动器，该驱动器也可用于人工心脏。该发明的单个泵可用于驱动人工心脏的两个心室，但只能以相同的压力和体积流量驱动。因此，即使经过改进以满足便携式人工心脏驱动器的其他要求，该设备也不适合作为当前使用的固定模块的替代品。

在一个或多个更轻的选项中，系统可包括重约十五(15)磅的便携式外壳，并包括一个或多个用作气动系统驱动器的压缩机。由于这种布置涉及通过管将空气脉冲推入和推出人工心脏，因此会发生高流体和/或背压损失，从而导致电池寿命有限(即，由于压缩机消耗的高安培数或电流)。例如，在一个或多个系统中，设备运行大约2小时后，电池需要更换或充电。此外，患者需要携带该系统，这限制了患者可能进行的活动，因为至少一只手或手臂必须携带该系统。这样的系统还可能包括数百个单独的部件，这可能会对系统的可靠性产生影响。此外，为了模仿血液的位移，需要确定通过系统的体积气流(其本身存在不确定性)。

其他系统使用叶轮(或旋转泵送设备)来直接加压和泵送血液。然而，叶轮和血液之间的撞击和/或接触会产生高剪切应力，这会损伤血液。

因此，当前患者可用的选项不满足所需特征，所需特征包括为需要心脏移植的患者提供移动、高度可靠、重量轻、尺寸可控且便携的系统。

发明内容

当前公开的实施方式包括用于实现下一代全人工心脏的装置、系统和方法，下一代全人工心脏提供增强的患者灵活性和易用性。下一代全人工心脏包括人工心室，这些人工心室连接到人类心脏的现有腔室和/或血管。每个人工心室都连接到一个驱动系统，该驱动系统包括植入患者胸腔的电动机。电动机驱动用于扩张和收缩人工心室的凸轮和从动件系统。一组或多组导线将(患者体内)植入的电动机连接到(患者体外)的外部电源，该外部电源重量轻、易于携带或佩戴、易于操作。

在一个方面，本发明涉及一种全人工心脏系统，其包括：耦合到肺动脉的右人工心室；与左心房耦合的左人工心室；耦合到右人工心室的第一驱动系统，第一驱动系统包括第一植入的电动机；耦合到左人工心室的第二驱动系统，第二驱动系统包括第二植入的电动机。

在一些实施方式中，该系统包括将第一植入的电动机耦合到外部电源的第一导线；以及将第二植入的电动机耦合到外部电源的第二导线。

在一些实施方式中，外部电源在患者身体外部。

在一些实施方式中，右人工心室、左人工心室、第一驱动系统和第二驱动系统中的每一个都在患者身体内部。

在一些实施方式中，第一导线的一部分在患者身体内部，并且第一导线的一部分在患者身体外部。

在一些实施方式中，第一驱动系统包括定子组件，该定子组件包括至少一个壳体。

在一些实施方式中，第一驱动系统还包括围绕定子组件的至少一个壳体设置的转子凸轮(rotorcam)，并且转子凸轮电耦合到定子组件。

在一些实施方式中，该系统包括机械地耦合到定子组件和转子凸轮的凸轮从动件。

在一些实施方式中，转子凸轮既用作凸轮和从动件系统中的凸轮，又用作电动机组件中的转子。

在一些实施方式中，转子凸轮包括至少一个永磁体。

在一些实施方式中，转子凸轮、定子组件和/或凸轮从动件涂有涂层。

在一些实施方式中，涂层包含至少一种生物相容性材料。

在一些实施方式中，涂层包含分段聚氨酯溶液、硅橡胶、热塑性弹性体(TPE)和/或聚氯乙烯(PVC)。

在一些实施方式中，右人工心室和/或左人工心室包括分段聚氨酯溶液、硅橡胶、热塑性弹性体(TPE)和/或聚氯乙烯(PVC)。

在一些实施方式中，第一植入的电动机和第二植入的电动机包括无刷直流(BLDC)电动机。

另一方面，本发明涉及一种全人工心脏系统，包括：

能够耦合到人心脏的腔室和/或血管的至少一个人工心室。该系统还包括至少一个驱动系统，该驱动系统耦合到人工心室并且包括至少一个植入的电动机。驱动系统使人工心室收缩和扩张。

在一些实施方式中，驱动系统包括至少一个凸轮和从动件系统。

在一些实施方式中，该系统包括外部电源和将植入的电动机耦合到外部电源的至少一个导线。

在一些实施方式中，外部电源包括允许患者调节全人工心脏系统的心输出量的控制界面。

另一方面，本发明涉及一种全人工心脏系统，包括：

能够连接到人心脏的腔室和/或血管的至少一个人工心室；耦合到人工心室并且包括至少一个植入的电动机的至少一个驱动系统；以及限定了人工心室和驱动系统之间的边界的至少一个隔膜。

在一些实施方式中，在心室侧，隔膜接触人体血液，并且在驱动系统侧，隔膜接触空气。

另一方面，本发明涉及一种用于全人工心脏的驱动系统，包括：定子组件；机械地和电气地耦合到定子组件的转子凸轮；和机械地耦合至定子组件和转子凸轮的凸轮从动件。

在一些实施方式中，该系统包括将凸轮从动件耦合到定子组件的至少一个弹簧。

在一些实施方式中，定子组件包括具有成形横截面的壳体。凸轮从动件包括具有与壳体的成形横截面相匹配的成形横截面的轴，并且轴设置在壳体内。

在一些实施方式中，轴在壳体内纵向地移动。

在一些实施方式中，壳体和轴的成形横截面包括三角形横截面、正方形横截面、椭圆形横截面、五边形横截面、六边形横截面和矩形横截面中的至少一个。

在一些实施方式中，转子凸轮包括：与转子凸轮的中心线同心的中心孔；和在中心孔周围径向设置的斜坡。

在一些实施方式中，斜坡包括至少一个下降部(drop-off)。

在一些实施方式中，斜坡包括倾斜部分。

在一些实施方式中，斜坡包括设置在倾斜部分和下降部之间的平坦部分。

在一些实施方式中，凸轮从动件包括至少一个齿，该齿朝向转子凸轮延伸并与斜坡接合。

在一些实施方式中，转子凸轮包括钕铁硼(ND-Fe-B)、铁、钴、钐钴(SM-Co)、铝、铝镍钴合金、粘结的Nd-Fe-B、磁铁矿、陶瓷(硬铁氧体)、铁氧体、钆、一种或多种稀土元素、锶、钡和/或氧化铁(III)。

在一些实施方式中，该系统包括布置在定子组件和/或凸轮从动件内的至少一个接近传感器。接近传感器检测凸轮从动件相对于定子组件的位置。

在一些实施方式中，该系统包括设置在壳体内的至少一个阻尼器。

在一些实施方式中，该系统包括设置在定子组件和/或转子凸轮之上或之内的至少一个压力传感器。

在一些实施方式中，转子凸轮包括中心孔，定子组件包括圆柱形壳体，并且圆柱形壳体设置在中心孔内，使得转子凸轮围绕圆柱形壳体周向延伸并且径向向外延伸。

在一些实施方式中，该系统包括围绕圆柱形壳体的顶部设置的保持边缘，该保持边缘允许转子凸轮围绕圆柱形壳体旋转，同时防止转子凸轮纵向地平移。

在一些实施方式中，定子组件包括圆柱形壳体，转子凸轮围绕圆柱形壳体设置，转子凸轮围绕圆柱形壳体的旋转导致凸轮从动件的高度变化。

在一些实施方式中，凸轮从动件耦合到至少一个人工心室，并且凸轮从动件的高度变化使驱动系统所耦合到的人工心室收缩或扩张。

在另一方面，本发明涉及一种用于全人工心脏的驱动系统，包括：至少一个定子组件；耦合到定子组件的至少一个转子凸轮；耦合到转子凸轮的至少一个凸轮从动件；以及耦合到凸轮从动件的至少一个人工心室。凸轮从动件的高度变化导致人工心室扩张。

在一些实施方式中，人工心室的扩张幅度与转子凸轮的旋转速度成反比。

在另一方面，本发明涉及一种电动机，包括：内定子壳体；设置在内定子壳体的径向外侧的多组绕组；设置在多组绕组的径向外侧的外定子壳体；和设置在外定子壳体的径向外侧的转子。

在一些实施方式中，电动机包括无刷直流(BLDC)电动机。

在一些实施方式中，电动机包括至少一个霍尔传感器。

在一些实施方式中，电动机包括至少六(6)组绕组。

在一些实施方式中，每组绕组包括一个或多个纵向对齐的导电线圈导线。

在一些实施方式中，内定子壳体包括六边形壳体，外定子壳体包括圆柱形壳体。

在一些实施方式中，转子包括至少一个永磁体。

在一些实施方式中，永磁体包括钕铁硼(NDFe-B)、铁、钴、钐钴(SM-Co)、铝、铝镍钴合金、一个或多个稀土元素、粘结的Nd-Fe-B、磁铁矿、陶瓷(硬铁氧体)、铁氧体、钆、锶、钡和/或氧化铁(III)。

在一些实施方式中，电动机以从大约一(1)瓦到大约十(10)瓦的功率水平运行。

在另一方面，本发明涉及一种电动机系统，包括：定子组件，其包括：圆形底座；自圆形底座纵向延伸的至少一壳体；和设置在壳体的径向内部或径向外部的多组绕组。电动机还包括设置在壳体的径向外侧的至少一个转子。

在一些实施方式中，壳体包括设置在所述组的绕组的径向内侧的六边形壳体。

在一些实施方式中，壳体包括设置在所述组的绕组的径向外侧的圆柱形壳体。

在一些实施方式中，转子包括凸轮。

在一些实施方式中，该系统包括电耦合到圆形底座的至少一个电源。

在一些实施方式中，移动电源包括可操作地耦合到定子组件的集成控制界面。

在一些实施方式中，移动电源包括设置在圆形底座内的至少一个电池，并且圆形底座包括圆柱形形状。

在一些实施方式中，集成控制界面控制转子的旋转速度。

在一些实施方式中，集成控制界面选择性地控制转子在转子的每次旋转内的旋转速度。

在一些实施方式中，集成控制界面基于转子的周向定向选择性地调节转子在转子的每次旋转内的旋转速度。

在一些实施方式中，集成控制界面选择性地将转子的旋转速度从转子第一周向定向范围的第一旋转速度调节到转子的第二周向定向范围的第二旋转速度。

在一些实施方式中，集成控制界面选择性地将转子的旋转速度从第一转子角范围的第一旋转速度调节到第二转子角范围的第二旋转速度。

在另一方面，本发明涉及一种凸轮和从动件系统，包括：围绕中心线旋转的至少一个转子凸轮，转子凸轮包括围绕转子凸轮周向延伸的至少两个有角度的斜坡；和机械地连接到转子凸轮的至少一个凸轮从动件。

在一些实施方式中，两个有角度的斜坡包括：至少一个外斜坡；以比外斜坡小的半径设置的至少一个内斜坡。

在一些实施方式中，凸轮从动件包括朝向转子凸轮延伸的至少两个齿。每个齿接触有角度的斜坡中的至少一个。

在一些实施方式中，至少两个齿正好包括两(2)个齿，并且两个(2)个齿在圆周上间隔开大约一百八十(180)度。

在一些实施方式中，外斜坡和内斜坡中的每一个都包括至少一个下降部。

在一些实施方式中，下降部沿周向间隔开大约一百八十(180)度。

在一些实施方式中，系统包括至少三(3)个齿和至少三(3)个斜坡。

在一些实施方式中，外斜坡和内斜坡中的每一个包括至少一个倾斜部分。

在一些实施方式中，外斜坡和内斜坡中的每一个都包括设置在倾斜部分和下降部之间的至少一个平坦部分。

在一些实施方式中，每个倾斜部分沿周向延伸大约两百七十(270)度，每个平坦部分沿周向延伸大约九十(90)度。

在一些实施方式中，每个倾斜部分围绕转子凸轮周向地延伸通过第一角度，第一角度从大约三百(300)度到大约三百六十(360)度。

在一些实施方式中，每个平坦部分围绕转子凸轮周向地延伸通过第二角度，第二角度从大约零(0)度到大约六十(60)度。

在一些实施方式中，转子凸轮包括至少一个径向间隙，该径向间隙设置在内斜坡的径向外侧和外斜坡的径向内侧。

在一些实施方式中，转子凸轮包括一个中心孔，该中心孔设置在内斜坡的径向内侧。

在一些实施方式中，所述至少两个齿还包括恰好三(3)个齿，并且所述恰好三(3)个齿在圆周上彼此间隔开大约一百二十(120)度。

在另一方面，本发明涉及一种凸轮和从动件系统，包括：围绕中心线旋转的至少一个转子凸轮，该转子凸轮包括至少一个纵向延伸的波状凸角；机械地耦合到转子凸轮的至少一个凸轮从动件。

在一些实施方式中，凸轮从动件包括至少一个从动件凸角，其轮廓与转子凸轮的波状凸角相匹配。

在一些实施方式中，转子凸轮包括多个波状凸角；凸轮从动件包括多个从动件凸角。

在一些实施方式中，该系统包括相同数量的波状凸角和从动件凸角。

在一些实施方式中，转子凸轮包括至少(4)个波状凸角；凸轮从动件包括至少四(4)个从动件凸角。

另一方面，本发明涉及一种用于全人工心脏的移动电源单元，包括：至少一个壳体；设置在壳体内的至少两个电池端口；将两个电池端口电耦合至全人工心脏的至少一组导线。

在一些实施方式中，将全人工心脏植入人类患者体内。

在一些实施方式中，导线组将两个电池端口电耦合到植入人类患者体内的至少一个电动机。

在一些实施方式中，该单元包括通信模块，该通信模块设置在壳体内并将移动电源单元无线地通信耦合到至少一个电子设备。

在一些实施方式中，该单元包括至少一个显示屏，显示全人工心脏的心率和至少一个电池充电水平。

在一些实施方式中，该单元包括心率控制模块。

在一些实施方式中，用户通过心率控制模块增加或减少全人工心脏的心率。

在一些实施方式中，该单元包括体积控制模块。

在一些实施方式中，用户通过体积控制模块增加或减少由全人工心脏泵送的血液的体积。

另一方面，本发明涉及一种用于全人工心脏的电池充电系统，包括：至少一个充电器壳体，其包括用于接收一个或多个可充电电池的至少两个电池端口；设置在充电器壳体内并显示至少一个电池充电水平的至少一个显示屏；和至少一个电源，其包括至少一个交流转直流转换器，并电耦合至两个电池端口。

在一些实施方式中，该系统包括至少两个从电池充电系统接收能量的可充电电池。这两个电池在为全人工心脏供电的移动电源中消耗能量。

在另一方面，本发明涉及一种电子设备，包括：至少一个显示屏；用于跟踪至少一个全人工心脏活动的应用软件；和将电子设备无线通信耦合到移动电源的至少一个通信模块，该移动电源耦合到全人工心脏。

在一些实施方式中，从移动电源传输到电子设备的至少一个数据参数被显示在显示屏上。

在一些实施方式中，数据参数包括植入全人工心脏的至少一名患者的心率和/或血压。

在一些实施方式中，数据参数包括耦合到移动电源的至少一个电池的电池充电水平和/或剩余寿命。

在一些实施方式中，数据参数包括植入全人工心脏的至少一名患者的右心室血容量、植入全人工心脏的患者的左心室血容量、全人工心脏的运行模式和/或全人工心脏的运行状态。

在一些实施方式中，电子设备与安装有应用软件的第二电子设备通信。

在另一方面，本发明涉及一种全人工心脏系统，包括：

与血管和/或心室耦合的至少一个人工心室；耦合到人工心室并且包括至少一个电动机的至少一个驱动系统；和与电动机电耦合的至少一个电源。人工心室、驱动系统和电源被植入患者的胸腔中。

在一些实施方式中，电动机包括圆柱形底座，并且电源包括至少一个电池。电池设置在圆柱形底座内。

在一些实施方式中，该系统包括电耦合到电源的至少一个外部充电端口。外部充电端口设置在患者体外。

另一方面，本发明涉及一种植入全人工心脏的方法，包括：提供包括耦合到至少一个驱动系统的至少一个电动机和至少一个导线的全人工心脏；将全人工心脏植入患者的胸腔内；以及将电动机连接到至少一个移动电源。

在一些实施方式中，电动机包括无刷直流(BLDC)电动机。

在一些实施方式中，驱动系统的至少一个组件包括至少一种分段聚氨酯溶液(SPUS)。

在一些实施方式中，驱动系统的至少一个组件涂有至少一种分段聚氨酯溶液(SPUS)。

在一些实施方式中，该系统包括：至少一个定子组件；耦合到定子组件的至少一个转子凸轮；和耦合到定子组件和转子凸轮的至少一个凸轮从动件。

在一些实施方式中，转子凸轮既用作电动机中的转子，又用作凸轮和从动件系统中的凸轮。

另一方面，本发明涉及一种校准全人工心脏的方法，包括：在驱动全人工心脏的驱动系统的电动机内设置第一霍尔传感器的初始位置；在电动机内设置第二霍尔传感器的初始位置；在第一和第二霍尔传感器的初始位置之间建立偏移；启动电动机的运行；监测第一和第二霍尔传感器的位置；识别偏移何时从初始偏移值改变；增加和/或减少到电动机的电流，以便将偏移调整到所需值。

在另一方面，本发明涉及一种操作全人工心脏的方法，包括：启动全人工心脏的运行；在全人工心脏的控制界面建立至少一个设定点，该设定点包括对于给定活动模式的全人工心脏的目标心率；以及基于在控制界面处接收到的至少一个数据参数来改变全人工心脏的心输出量。

在一些实施方式中，数据参数包括植入全人工心脏的患者的血压。

在一些实施方式中，数据参数包括植入全人工心脏的患者的呼吸频率。

在一些实施方式中，数据参数包括植入全人工心脏的患者的心室血压差。

在一些实施方式中，活动模式包括休息活动模式。

在一些实施方式中，活动模式包括中度活动模式。

在一些实施方式中，数据参数包括剧烈活动模式。

在一些实施方式中，该方法包括在控制界面处选择至少一种活动模式。

在一些实施方式中，该方法包括在控制界面评估至少一个手动输入。

在一些实施方式中，手动输入包括在耦合到控制界面的心率控制模块处改变全人工心脏的心率。

在一些实施方式中，手动输入包括在耦合到控制界面的体积控制模块处改变由全人工心脏泵送的血液的体积。

在整个说明书中，在装置、系统或组合物被描述为具有、包括或包含特定组件的情况下，或在方法被描述为具有、包括或包含特定步骤的情况下，预期的是，另外还存在本发明的系统、装置或组合物，其基本上由或由所述组件组成，并且存在根据本发明的方法，其基本上由或由所述处理步骤组成。

应当理解，只要本发明保持可操作，步骤的顺序或执行特定动作的顺序是无关紧要的。此外，可以同时进行两个或更多个步骤或动作。

以下描述仅用于本公开的说明和例示，并不旨在将本发明限制到所描述的特定实施方式。

本文提及任何出版物(例如，在背景技术部分中)并不是承认该出版物用作关于本权利要求中的任何一项的现有技术。背景技术部分是为了清楚起见而呈现的，并不意味着作为关于任何权利要求的现有技术的描述。

附图说明

在参考附图的说明书中阐述了针对本领域普通技术人员的本公开的实施方式(包括其最佳模式)的完整且可行的公开，其中：

图1示出了人类心脏的截面主视图；

图2示出了根据本实施方式的方面的全人工心脏的主视图；

图3示出了根据本实施方式的方面的植入的全人工心脏的主视图；

图4示出了根据本实施方式的方面的植入的全人工心脏系统的主视图；

图5示出了根据本实施方式的方面的全人工心脏驱动系统的透视图；

图6示出了根据本实施方式的方面的驱动系统定子组件底座的透视图；

图7示出了根据本实施方式的方面的驱动系统转子凸轮的透视图；

图8示出了根据本实施方式的方面的驱动系统凸轮从动件的透视图；

图9示出了根据本实施方式的方面的组装的驱动系统的透视图；

图10示出了根据本实施方式的方面的组装的驱动系统的透视图；

图11示出了根据本实施方式的方面的组装的驱动系统的透视图；

图12示出了根据本实施方式的方面的组装的驱动系统的透视图；

图13示出了根据本实施方式的方面的组装的驱动系统的透视图；

图14示出了根据本实施方式的方面的组装的驱动系统的透视图；

图15示出了根据本实施方式的方面的组装的驱动系统的透视图；

图16示出了根据本实施方式的方面的驱动系统定子组件的透视图；

图17示出了根据本实施方式的方面的驱动系统定子组件的透视图；

图18示出了根据本实施方式的方面的驱动系统定子组件的俯视图；

图19示出了根据本实施方式的方面的驱动系统双斜坡转子凸轮的透视图；

图20示出了根据本实施方式的方面的驱动系统双凸轮从动件的透视图；

图21示出了根据本实施方式的方面的分解的驱动系统的透视图；

图22示出了根据本实施方式的方面的组装的驱动系统的透视图；

图23示出了根据本实施方式的方面的组装的皇冠驱动系统的透视图；

图24示出了根据本实施方式的方面的控制模块的透视图；

图25示出了根据本实施方式的方面的电池充电系统的透视图；

图26示出了根据本实施方式的方面的移动设备应用的主视图；

图27示出了根据本实施方式的方面的植入的全人工心脏系统的主视图；

图28示出了根据本实施方式的方面的电流对血液体积特性的示意图；

图29示出了根据本实施方式的方面的空气体积对空气压力特性的示意图；

图30示出了根据本实施方式的方面的血液体积对血液压力特性的示意图；

图31示出了根据本实施方式的方面的空气体积对空气压力特性的示意图；

图32示出了根据本实施方式的方面的斜坡高度对转子角特性的示意图；

图33示出了根据本实施方式的方面的从动件高度和转子速度对转子角特性的示意图；

图34示出了根据本实施方式的方面的从动件高度和转子速度对转子角特性的示意图；

图35示出了根据本实施方式的方面的植入全人工心脏的方法的示意图；

图36示出了根据本实施方式的方面的校准全人工心脏的方法的示意图；和

图37示出了根据本公开实施方式的方面的操作全人工心脏的方法的示意图。

现在将详细参考本公开的实施方式，其一个或多个示例在附图中示出。详细描述使用数字和/或字母标识来指代附图中的特征。附图和描述中相似或类似的标识已用于指代本实施方式的相似或类似部分。

具体实施方式

全人工心脏系统

被设计成以与人类心脏大致相同的方式运行的本公开的实施方式的全人工心脏用相应的人工组件代替人类心脏的两个活动腔室(即心室)。如图2所示，这种人工心脏30包括两个单独的腔室或心室32、34，它们分别代替了人类心脏的右心室和左心室。每个腔室32、34配备有各自的隔膜(分别为右腔室中的36和左腔室中的38)，隔膜具有空气接触侧和血液接触侧。每个隔膜36、38设计为球形半球。通过将右腔室32的顶部连接到右心房12并且将左腔室34的顶部连接到左心房16来植入全人工心脏30。每个腔室的底部设置有嵌入患者身体的驱动系统(分别为右腔室中的40和左腔室中的42)，每个驱动系统包括延伸出患者身体的电导线48。每个驱动系统40、42使用空气通过各自的隔膜36、38推压各自的人工左心室32和右心室34，隔膜36、38从各自的腔室32、34排出血液，从而模拟和执行心室的功能。因此，每个隔膜36、38限定了心室32、34和驱动系统40、42之间的过渡或边界。驱动系统40、42可以各自包括一个底座50以及一个或多个用于允许导线48穿过以到达底座到达驱动系统40、42的内部的端口52。全人工心脏30还可以包括人造瓣膜44a(三尖)、46a(双尖)、44b(肺)和46b(主动脉)，它们分别控制血液从各自的心房流入每个人工心室32、34，并流出到循环系统。

图3示出了将右腔室32的顶部连接到右心房12以及将左腔室34的顶部连接到左心房16的植入的人工心脏30的透视图。每个腔室的底部设置有驱动系统(分别是右腔室中的40和左腔室中的42)，该驱动系统嵌入患者体内并包括延伸出患者身体的电导线，为每个驱动系统提供电力。由于每个驱动系统40、42使用空气通过相应的隔膜36、38推压相应的人工左心室32和右心室34，因此血液从每个腔室32、34排出，从而在收缩期或射血期将血液泵出心脏。当加压空气从隔膜中排出时(称为舒张期或充盈期)，血液可以从相连的心房进入心室。血液进入心室的速率取决于心房压力和隔膜空气侧压力之间的差值。为了增加该充盈率，在舒张期间，可以在隔膜36、38的空气侧上的驱动系统40、42内建立平均约10mmHg的轻微真空。收缩期该压力较高。

图4示出了根据本实施方式的方面的全人工心脏系统60的主视图。全人工心脏系统60可以包括全人工心脏30，其包括植入患者胸腔内的右驱动系统40和左驱动系统42。每个驱动系统40、42可以通过一根或多根导线48连接到移动电源54。移动电源54可以包括用于控制全人工心脏系统60的功能的本地接口(未示出)以及电池端口和本地控制按钮。在操作中，本地电源54可以佩戴在腰带上或绑在胸部、肩部或腰部，或携带在口袋中，使得患者可以自由移动，而不必在一只或两只手内携带移动压缩单元。此外，移动电源54的总重量可以小于约三(3)磅，或约两(2)磅至约三(3)磅，或约一(1)磅至约两(2)磅，或小于约一(1)磅。在其他实施方式中，移动电源54的总重量可以是从大约四(4)盎司到大约十六(16)盎司，或者从大约六(6)盎司到大约十四(14)盎司，或者从大约八(8)盎司至约十二(12)盎司。

驱动系统

图5示出了根据本公开的实施方式的方面的全人工心脏系统60的每个驱动系统40、42内的组件的分解布置的透视图。驱动系统40、42可以耦合到右人工心室32和左人工心室34，并且可以包括驱动系统定子组件62、驱动系统转子凸轮64和驱动系统凸轮从动件66。定子组件62可以电耦合到导线48，从而电能被提供给定子组件62，该定子组件62还用作电动机(例如无刷直流(BLDC)电动机)的底座。转子凸轮64可以围绕六角形壳体68滑动到定子组件62上。转子凸轮64既用作电动机的一部分的转子，也用作凸轮和从动件系统的一部分的凸轮。因此，转子凸轮64可以包括一个或多个永磁体，或者可以由单独的永磁材料构成。此外，转子凸轮64可包括至少一个斜坡70，用于凸轮和从动件系统。从动件66可包括至少一个齿72，用于与转子凸轮64的斜坡接合。从动件66还可包括一个或多个六角轴74，用于滑入一个或多个六角形底座68，从而防止从动件66旋转，但允许其在驱动系统40、42内上下滑动。每个右人工心室32和左人工心室34可以包括可以围绕驱动系统组件延伸的下壳体76，允许转子凸轮64和从动件66在其中运动。

在运行中，电荷从导线48进入底座68并最终通过一个或多个电机绕组130(如图16-18所示)，从而产生导致转子凸轮64旋转的电磁力(即，由于永磁体)。从定子组件62延伸的圆柱形壳体128(如图16-18所示)可以围绕六角形壳体68以及电机绕组130(如图16-18所示)，并且可以径向设置在转子凸轮64的内孔78内，从而提供转子凸轮64可以围绕其旋转的轴承(例如套筒轴承)。当转子凸轮64旋转时，齿72与斜坡70接触，从而使从动件66随着斜坡70的高度(即倾斜度)的变化而上升和下降。设置在六角轴74内并将从动件66耦合到定子组件62的弹簧134(如图17所示)使从动件66保持抵靠定子组件62，即使在斜坡70将从动件66推离定子组件62时(即，通过齿72)。当从动件66由于转子凸轮64和齿72的运动而上下移动时，每个驱动系统40、42内以及右心室32、左心室34内的容积增加和减少，从而模拟人类心脏的收缩和扩张，并允许血液流入全人工心脏30，然后被泵出。驱动系统40、42内的内部气压也可以作为弹簧，在下降部88(如图7所示)通过齿72下方之后帮助将凸轮从动件66朝向底座50抽吸回来。

图6示出了定子组件62的透视图，该定子组件62包括一根或多根电导线48，该电导线48耦合到六角形壳体68从其延伸的底座部分50。六角形壳体68可以包括六角形横截面。在其他实施方式中，壳体68可以包括正方形、矩形、三角形、椭圆形、五边形或其他形状的横截面，使得它允许从动件66的六边形(或其他形状)的轴74(如图5所示)在其中滑动，而不旋转。六角形壳体68的内部78的尺寸和形状设计成使得内部几何形状与六角形轴74的相匹配(尽管稍大以允许组件之间的公差)。图6还示出了六角形壳体68的高度90，以及底座部分50的直径92。在一个或多个实施方式中，底座部分50的直径92可以为六角形壳体68的高度90的大约二(2)到大约四(4)倍。在另一个实施方式中，底座部分50的直径92可以是六角形壳体68的高度90的大约2.5至大约3.5倍。在另一个实施方式中，底座部分50的直径92可以是六角形壳体68的高度90的大约三(3)倍。六角形壳体68可以包括从大约0.5毫米到大约五(5)毫米，或从大约0.8毫米至约三(3)毫米，或从约一(1)毫米至约两(2)毫米的壁厚84。定子组件62还可以包括围绕底座部分50的外径延伸的外唇部80。外唇部80可以与右人工心室32或左人工心室34的下壳体76(如图5所示)接合，使得下壳体76以压缩配合紧密地围绕外唇部80延伸。下壳体76还可以包括一个或多个凹口、凹槽、狭槽、狭缝和/或用于保持外唇部80的其他特征，从而紧密地密封左驱动系统组件40和右驱动系统组件42。在运行中，下壳体76和外唇部80都不旋转。因此，在一些实施方式中，下壳体76和外唇部80可以被环氧树脂胶合、焊接、铜焊、软焊、胶合、粘附、粘合、胶带粘合、熔合、烧结和/或以其他方式彼此接合。定子组件62和电动机架构的其他方面在图16-18中示出。

图7示出了包括斜坡70的转子凸轮64的透视图，该斜坡70可以在中心孔86的径向外侧围绕转子凸轮64周向延伸。中心孔86可以包括具有高度94并且绕转子凸轮中心线98同心的中空圆柱形空间。斜坡70的高度逐渐增加，直到它达到转子凸轮64的全高94，在该点斜坡70与下降部88接合，下降部88自身与斜坡70的底部部分100接合(也在图9-11中示出)。转子凸轮64还可以包括在下降部88的顶部和底部部分100之间的圆形过渡部102。在一个实施方式中，转子凸轮的直径96可以为转子凸轮高度94的大约二(2)到大约十(10)倍。在另一个实施方式中，直径96可以是转子凸轮高度94的大约三(3)倍到大约八(8)倍。在另一个实施方式中，直径96可以是转子凸轮高度94的大约四(4)倍到大约七(7)倍。在另一个实施方式中，直径96可以是转子凸轮高度94的大约五(5)倍到大约六(6)倍。转子凸轮64可以用作永磁体并且可以由钕铁硼(ND-Fe-B)、铁、钴、钐钴(SM-Co)、铝、铝镍钴合金、粘结Nd-Fe-B、磁铁矿、陶瓷(硬铁氧体)、铁氧体、钆、稀土元素、锶、钡、氧化铁(III)、它们的组合和合金，以及其他磁性材料。通过将用于电动机的转子与凸轮集成在一起，转子凸轮64同时实现了两种功能，同时还减少了驱动系统40、42的总体积以及单个零件的数量。

图8示出了包括齿72和六角形轴74的凸轮从动件66的透视图。在其他实施方式中，六角形轴74可以包括其他形状的横截面，包括但不限于方形、矩形、三角形、椭圆形、五边形和/或其他形状的横截面，使得轴74可以在壳体68内滑动而不旋转。齿72可以包括沿着前缘的倒圆角的锥形104以及沿着后缘的基本上直线(或平面)的部分106。直线部分106允许齿72(和凸轮从动件66)在下降部88(如图7和9-11所示)通过齿72下方之后朝向底座部分50下降(如图6所示)。沿齿72的前缘的倒圆角的锥形104增加了齿72的有效横截面积，从而增加了齿72的强度和坚固性，并降低了它被损坏或断裂的可能性。齿72还可包括圆形尖端108，其可有助于防止对齿72和/或驱动系统40、42的其他组件的损坏。

仍然参考图8，凸轮从动件66还可以包括从动件圆顶110，其可以包括圆顶曲率和/或渐变轮廓(即，比凸轮从动件66的直径更大的直径的轮廓)。从动件圆顶110可以向左和/或右人工心室32、34凸出(即，向上凸出)，并且可以在从动件圆顶110的血液侧和从动件圆顶110的空气侧之间形成屏障和接口。在外径处，承载圆顶110与外缘124接合，外缘124可装配在圆柱形壳体76内。通过从动件圆顶110，压力可在血液和空气之间交换，而从动件圆顶110同时充当两种流体之间的屏障，从而防止血液暴露在空气中，反之亦然。随着从动件圆顶110(即，和凸轮从动件66)上下移动，每个驱动系统40、42内的空气量以及右心室32、左心室34内的血液量连续变化。在其他实施方式中，图8的凸轮从动件66可以包括围绕凸轮从动件66周向隔开的多个齿72，而图7的转子凸轮64可以包括围绕转子凸轮64周向隔开并且对应于凸轮从动件66的齿72的间距和数量的多个斜坡。凸轮从动件66、转子凸轮64和定子组件62中的每一个可以具有大约相同的外径。在一个或多个实施方式中，由于凸轮从动件66需要在下壳体76内上下平移，并且由于转子凸轮64需要在下壳体76内旋转，凸轮从动件66和转子凸轮64中的每一个可以包括比定子组件62略小的外径。底座部分50可以紧密配合在下壳体76内，因为它在下壳体76内既不旋转也不平移，因此不需要相对于下壳体76移动。

图9示出了包括定子组件62、转子凸轮64和凸轮从动件66的驱动系统40、42的组装透视图。顺时针方向116(即，当从上方观察时)表示在图9的实施方式中转子凸轮64的旋转方向。轴向或纵向方向122(即，如图7所示，与凸轮中心线98平行)指示在图9的实施方式中凸轮从动件66平移的方向。驱动系统40、42可包括圆形部分102和底部圆形部分89，该圆形部分102限定了斜坡70的顶部和下降部88之间的过渡部，底部圆形部分89限定了下降部88和底部部分100之间的过渡部。底部部分100可以包括过渡到倾斜部分114的平坦部分112。在其他实施方式中，底部部分100可以仅包括倾斜部分114(即，斜坡70)，使得底部圆形部分89形成下降部88和倾斜部分114之间的过渡(即，没有首先过渡到平坦部分112)。在图9的实施方式中，六角轴74部分地设置在六角形壳体68内，两者都径向地设置在转子凸轮64的中心孔86内。定子组件62、转子凸轮64和凸轮从动件66中的每一个可以设置在下壳体76内(即，从左和/或右心室32、34(未示出)向下延伸)或在替代的圆柱形壳体76内。在图9的实施方式中，驱动系统40、42还可以包括设置在定子62的底座部分50(或外唇部80)内的至少一个第一接近传感器118，以及设置在凸轮从动件66内的至少一个第二接近传感器120。第一和第二接近传感器118、120可用于确定底座部分50和凸轮从动件66的外缘124之间的距离。该距离与每个驱动系统40、42内的空气量直接成正比，而在任何给定时刻，其又与右心室32和/或左心室34内的血液量成反比。通过经由第一和第二接近探针118、120感测和跟踪通过全人工心脏系统30泵送的血液量，可以估计和监测总心输出量或产生量。

图10示出了包括定子组件62、转子凸轮64和凸轮从动件66的驱动系统40、42的组装透视图。凸轮从动件66可以包括在斜坡70的顶部处的过渡到下降部88的圆形部分102，下降部88过渡到底部圆形部分89，然后过渡到包括平坦部分112和倾斜部分114(或斜坡70)的底部部分100。在图10的实施方式中，隔膜36、38从从动件圆顶110延伸。隔膜36、38可以从从动件圆顶110轴向向上以及径向向外延伸，使得隔膜前缘126可以接触右心室32或左心室34，从而在全人工心脏30的血液腔室(即心室32、34)和空气腔室(即驱动系统40、42)之间提供额外的屏障或密封。驱动系统40、42可以包括一个或多个压力传感器113，其设置在转子凸轮64和/或定子组件62上(例如在图17的保持唇部132上，和/或在圆柱形壳体128或定子底座部分50内)。当凸轮从动件66由于转子凸轮64的旋转而上升和下降时，一个或多个压力传感器113可用于确定驱动系统40、42内的空气压力。

图11示出了全人工心脏30的组装透视图，其中右心室32和/或左心室34耦合到包括定子组件62、转子凸轮64和凸轮从动件66的驱动系统组件40、42。图11还示出了包括三尖瓣44a、二尖瓣46a、肺动脉瓣44b和主动脉瓣46b的一个或多个人工瓣膜的位置。在图9-11的实施方式中的每个中，凸轮从动件66的一个或多个齿72通常在驱动系统40、42运行时与转子凸轮64的一个或多个斜坡70接触。

图12-15示出了根据本实施方式的方面的运行中的全人工心脏30的渐进透视图。在图12的实施方式中，至少一个齿72位于下降部88的底部处的底部部分100的平坦部分112。在图13的实施方式中，至少一个齿72在倾斜部分114(或斜坡70)上。在图14的实施方式中，至少一个齿72靠近斜坡70的顶部。在图15的实施方式中，至少一个齿72位于下降部88边缘处的斜坡70的最顶部。在图12-15的实施方式中，凸轮从动件66逐渐远离定子组件62，这对应于血液被凸轮从动件66(和隔膜36、38)推出右心室32或左心室34。由于六角形壳体68不允许六角轴74在其中旋转，因此凸轮从动件66不与转子凸轮一起旋转。壳体68和轴74可以类似地为正方形、三角形和其他形状(即，除了圆形)，使得壳体68保持轴74但防止它与转子凸轮64一起旋转。

在运行中，右心室32和左心室34在正常情况下仅被部分填充，以便在患者体内的血流由于身体活动而增加时提供额外的容量。在一个实施方式中，每个心室的空气侧具有大约从约三(3)到约六(6)立方英寸、或从约四(4)到约五(5)立方英寸、或者从约4.1到约4.7立方英寸的容积。隔膜36、38中的每一个可以具有从约四(4)到约八(8)平方英寸、或者从约五(5)到约七(7)平方英寸、或者从约5.7到约6.6平方英寸的面积。空气侧的各驱动系统40、42的压缩比(即，对于给定运行状态的最大容积与最小容积之比)从一个运行模式到下一个运行模式变化。例如，在最大血容量情况下(即剧烈运动)，压缩比可以是约三(3)比一(1)，或从约2.5到约3.5比一(1)。在适度锻炼或活动的情况下，压缩比可以是约二(2)比一(1)，或从约1.75到约2.5比一(1)。在运行的休息或睡眠模式中，压缩比可以是约1.5比一(1)或约1.25至约1.75比一(1)。

驱动系统40、42的每个组件，包括定子组件62、转子凸轮64、凸轮从动件66、导线48，以及右人工心室32和左人工心室34，都可以涂覆不会在人体内引起反应或响应的惰性材料。在一个实施方式中，驱动系统40、42的每个组件都可以涂有分段聚氨酯溶液(SPUS)，该溶液在人体内是生物相容的(或生物惰性的)(即，完全惰性)，并且还抗疲劳和抗应变。在一个或多个实施方式中，右和左人工心室32、34可以由SPUS组成。SPUS组件可以通过一种或多种模制工艺形成为单独的组件，然后粘合在一起。在其他实施方式中，各种组件或子组件可以通过单一注塑成型工艺由SPUS形成。本公开的实施方式的一个或多个组件和/或子组件也可以由其他合成材料组成或涂覆有其他合成材料(例如硅橡胶、热塑性弹性体(TPE)和/或聚氯乙烯(PVC))。与本公开的实施方式结合使用的SPUS材料能够适应从大约5000psi到大约8000psi的拉伸载荷，并且能够适应从大约400psi到大约800psi或从约450psi至约750psi的刚度(即，模量)载荷。通过结合本公开的实施方式的组件使用SPUS材料(作为底层组件材料或作为由其他材料组成的组件上的涂层)，可以避免由于一个或多个生物组织暴露于本文描述的组件而发生的反应和其他响应。

BLDC电动机架构

图16-18示出了根据本实施方式的方面的定子组件62(图16和17)和电动机组件140(图18)的实施方式。参考图16，定子组件62可以包括多组绕组130，各自纵向定向并且围绕六边形壳体68间隔开。多组绕组130中的每一个可以包括围绕一个或多个芯部(未示出；即，提供导线138可以缠绕在其上的结构的实心框架、支撑和/或特征)缠绕的纵向对齐的导电线圈导线138。在图16的实施方式中，包括六(6)组定子绕组130，但是根据本实施方式的电动机(包括无刷直流(BLDC)电动机)可以包括其他数量的绕组，包括例如八(8)、九(9)、十二(12)、二十四(24)、四十八(48)，以及其他数量的定子绕组130。多组定子绕组130中的每一个可以由硅芯铁、铜、铝和其他材料组成。相对组的绕组130(例如，图16的实施方式中的第一和第四、第二和第五以及第三和第六组的绕组30)可以电耦合，使得它们提供与周围的转子凸轮64(未示出)相反的极性(即，北或南)。相邻组的相对绕组130然后可以连续地被电激活，使得每组在转子凸轮64上施加电磁力，使其围绕定子组件62旋转。

仍然参考图16，定子组件62还可以包括较厚的底座50，以容纳集成的电池系统、电动机控制和/或电路以及其他组件。定子组件62还可以包括设置在底座50内或径向地设置在圆柱形壳体128内的一个或多个霍尔效应装置或霍尔传感器136。一个或多个霍尔传感器136可用于感测(即，当转子凸轮64旋转经过时来自转子凸轮64的)强的和/或改变的电磁场的存在，以便确定转子凸轮64的旋转位置(因此也确定旋转速度)。霍尔传感器136还可用于控制转子凸轮64的旋转速度(即，例如，每分钟的总转数或每秒的弧度)，以及每转内的瞬时角速度，其也可以被选择性地控制。

图17示出了根据本实施方式的方面的定子组件62的透视图。定子组件62可包括设置在六角形壳体68内的一个或多个弹簧134。弹簧可耦合到定子底座50以及凸轮从动件66(在图5和8-15中示出)，以用于当一个或多个齿72(如图5和8-15所示)通过下降部88(如图5和8-15所示)时，朝向定子底座50将凸轮从动件66拉回。换言之，每个弹簧134的一端连接到六角形壳体68的底部，而每个弹簧134的另一端连接到六角轴74的顶部。一个或多个弹簧134设置在六角形壳体68和六角轴74内。弹簧134随着转子凸轮64向上推动齿72和凸轮从动件66而伸展。然后，在下降部88经过齿72下方之后，一个或多个弹簧134将凸轮从动件66朝向定子组件62拉回。

仍然参考图17，定子组件62还可以包括从圆柱形壳体128的上圆周径向向外延伸的保持唇缘132。保持唇缘132可以是环形的，并且可以围绕圆柱形壳体128同心。保持唇缘132可用于将转子凸轮64保持在定子组件62上，从而允许转子凸轮64围绕圆柱形壳体128旋转，同时防止转子凸轮64向上和/或向下(即，沿纵向方向)平移。在不包括保持唇缘132的实施方式中，转子凸轮64可以通过一个或多个齿72(如图5和8-15所示)保持偏压在定子底座50上，该齿通过一个或多个弹簧134被向下拉。因为六角形壳体68径向设置在一组或多组绕组130内，六角形壳体68也可以被称为内部定子壳体68。类似地，因为圆柱形壳体128设置在一组或多组绕组130的径向外侧，圆柱形壳体128也可以被称为外部定子壳体128。

图18示出了根据本实施方式的方面的电动机组件140(例如，BLDC电动机组件)的俯视图。如图18所示，电动机组件140可以包括转子凸轮64，转子凸轮64设置在圆柱形壳体128周围，并且通过保持唇缘132纵向保持在适当位置。转子凸轮64可以包括斜坡70，斜坡70可以包括在下降部88处的圆形部分102、89以及平坦部分112和倾斜部分114。径向地设置在圆柱形壳体128中的电动机组件140可包括多组绕组130、六角形壳体68、六角轴74和一个或多个弹簧134。一根或多根导线48也可以电连接到电动机组件140。在图18的实施方式中，电动机组件140可以包括位于六角形壳体68底部的设置在六角形壳体68中的一个或多个阻尼器142。一个或多个阻尼器142可以是可压缩的，并且可以仅延伸至六角形壳体68的高度90的一小部分或部分长度。例如，阻尼器142可以仅延伸至六角形壳体68的高度90的大约百分之五(5)至大约百分之五十(50)。在其他实施方式中，阻尼器142可以延伸到六角形壳体68的高度90的大约百分之十(10)到大约百分之四十(40)。在其他实施方式中，阻尼器142可以延伸到六角形壳体68的高度90的大约百分之十五(15)到大约百分之三十(30)。在其他实施方式中，阻尼器142可以延伸到六角形壳体68的高度90的大约百分之二十(20)至大约百分之二十五(25)。

仍然参考图18，在运行中，一个或多个阻尼器142防止凸轮从动件66(及其一个或多个齿72)过于猛烈或迅速地往回撞击转子凸轮64的底部部分100(例如平坦部分112)上(即，在下降部88经过一个或多个齿72下方之后)。因此，一个或多个阻尼器142可以防止驱动系统40、42的磨损，并且还可以允许凸轮从动件66在右心室32和/或左心室34内的更平缓的运行。每当齿72从下降部88下落时，中心静脉压力有助于使心脏充满(血液)。阻尼器142有助于防止压力过快的高变化，并确保更平缓和渐进的斜坡下降。例如，通过使用阻尼器142，可以避免高于某个阈值的压降(即，dP/dT)。电动机140还可用于防止压力的快速变化。因为电动机140可以被选择性地控制到任何旋转速度(甚至在单次旋转内)，所以可以在每个周期的每个收缩期和舒张期期间选择多个旋转速度。例如，在右心室32和左心室34被排空的收缩期期间，可以控制电动机140，使得当一个或多个齿72位于斜坡的倾斜部分114上时，旋转速度更高(从而升高凸轮从动件66并快速收缩心室32、34)。然后可以将电动机140控制到较低的速度以用于舒张期的开始(当心室32、34正在扩张和充盈时)，从而允许齿72和凸轮从动件66一直下降回到平坦部分112。在一个或多个实施方式中，电动机140可以被控制，使得在更快和更慢的旋转速度之间的过渡逐渐和/或平缓地进行，从而人造瓣膜44a、44b、46a、46b不会因打开或关闭太快而承受过大的应力。通过在较慢的旋转速度和较快的旋转速度之间逐渐过渡(反之亦然)，可以避免“水锤”效应，从而减少对人工瓣膜44a、44b、46a、46b本身的潜在损坏(即，通过轻轻地打开和关闭他们)，也减少了对周围血液的伤害。此外，可通过控制转子凸轮64的旋转速度来限制压降(即dP/dT)，从而最小化流体剪切应力(即，在血液中的)。

在运行中，可能需要从一(1)到五(5)或六(6)英寸磅的扭矩来旋转驱动系统40、42(扭矩范围的高端对应于高血压患者，高血压患者的血压将在外部作用于驱动系统40、42，从而导致系统内的阻力和摩擦增加)。结果，为系统供电所需的电动机140的功率可以是从约一(1)瓦到约十(10)瓦或从约两(2)瓦到约七(7)瓦，或者从约三(3)瓦至约六(6)瓦，或从约四(4)瓦至约五(5)瓦。在其他实施方式中，电动机140也可以在其他合适的功率范围内运行。

其他驱动系统实施方式

图19示出了根据本实施方式的方面的处于双斜坡构造的转子凸轮64的透视图。转子凸轮64可包括外斜坡144，以及径向设置在外斜坡144内(并且径向设置在转子凸轮中心孔86之外)的内斜坡146。外斜坡144和内斜坡146可以包括彼此以180度分开设置的外下降部150和内下降部152。外斜坡144和内斜坡146还可以包括外平坦部分和内平坦部分112，它们也设置成以180度彼此分开。在图19的实施方式中，每个平坦部分112跨越转子凸轮64的圆周的大约90度，而外斜坡144和内斜坡146中的每个的倾斜部分跨越转子凸轮64的圆周的大约270度。在其他实施方式中，每个平坦部分112可以跨越转子凸轮64的圆周的大约0度到大约60度，而外斜坡144和内斜坡146中的每个的倾斜部分可以跨越转子凸轮64的圆周的大约300度到大约360度。在其他实施方式中，每个平坦部分112可以跨越转子凸轮64的圆周的大约60度到大约90度，而每个外斜坡144和内斜坡146的倾斜部分可以跨越转子凸轮64的圆周的大约270度到大约300度。

仍然参照图19，转子凸轮64还可以包括薄的径向间隙154，其设置在内斜坡146的径向外侧和外斜坡144的径向内侧。外斜坡144和内斜坡146中的每一个可以是倾斜的，使得作为转子凸轮64的圆周角(或旋转)的函数的高度的增加是恒定的。换句话说，外斜坡144和内斜坡146中的每一个通过大约270°的旋转从最小高度(即，在平坦部分112处)过渡到最大高度(即，就在每个下降部150、152之前)。因此，对于外斜坡144和内斜坡146，作为角度的函数的高度的增加是恒定的。结果，由于内斜坡146在较短的距离上增加了相同的总高度，作为在每个斜坡上行进的距离的函数的高度的增加在内斜坡146上比在外斜坡144更高。

图20示出了根据本实施方式的方面的处于双齿构造的凸轮从动件66的透视图。图20的双齿凸轮从动件66可包括外齿156和内齿158，内齿158以比外齿156更小的半径设置，并且与外齿156周向隔开大约180度。外齿156和内齿158中的每一个布置在六角轴74的径向外侧。此外，外齿156和内齿158中的每一个以与图19的转子凸轮64的外斜坡144和内斜坡146的半径对应的半径布置。因此，图20的外齿156以与图19的外斜坡144相同的半径设置，而内齿158以与内斜坡146相同的半径设置。在运行中，由于外齿156和内齿158与外斜坡144和内斜坡146中的至少一个接合，作用在凸轮和从动件系统上的纵向力在双齿/双斜坡构造中的分布可以比在单齿/单斜坡构造中更均匀。根据本实施方式，三齿/三斜坡、四齿/四斜坡和其他构造也是可能的。

图21示出了根据本实施方式的方面的包括定子组件62、转子凸轮64和凸轮从动件66的处于双斜坡/双齿构造的分解的驱动系统40、42的透视图。

图22示出了根据本实施方式的方面的包括定子组件62、转子凸轮64和凸轮从动件66的处于双斜坡/双齿构造的装配好的驱动系统40、42的透视图。

图23示出了根据本实施方式的方面的包括定子组件62、转子凸轮64和凸轮从动件66的处于帝王皇冠构造的组装的驱动系统40、42的透视图。在图23的实施方式中，转子凸轮64可以包括一个或多个凸轮凸角160，每个凸轮凸角160的轮廓使得转子凸轮64在转子凸轮64旋转时升高凸轮从动件66。凸轮从动件66可包括一个或多个从动件凸角162，每个从动件凸角162的形状和间隔设置为大致匹配凸轮凸角160的轮廓。在图23的实施方式中，转子凸轮64包括四(4)个凸轮凸角160，同时凸轮从动件66包括四(4)个从动件凸角162。在其他实施方式中，转子凸轮64和凸轮从动件66中的每一个可包括一(1)个、二(2)个、三(3)个、四(4)个、五(5)个、六(6)个和更多数量的凸轮凸角160和/或从动件凸角162。在一个或多个实施方式中，凸轮从动件凸角162中的每一个可包括一个或多个辊(未示出)，以帮助促进转子凸轮凸角160在其下方的运动。还可以在凸轮凸角160和从动件凸角162中的每一个上设置低摩擦的耐磨涂层，以最小化转子凸轮64和凸轮从动件66之间的接触摩擦。

电源及充电系统

图24示出了根据本公开实施方式的方面的移动电源54的透视图。移动电源54可以电耦合到一个或多个导线48(或导线组)，用于向驱动系统40、42中的每一个的电动机组件140供电。移动电源54还可以包括移动电源壳体165和设置在壳体165内的至少一个外部充电端口164(例如，用于将移动电源54直接插入壁式电源插座)。移动电源54还可以包括设置在壳体165中的一个或多个电池端口168，用于将可充电电池插入移动电源54。在图24的实施方式中，移动电源54包括两(2)个电池端口168，其允许至少一个电池安装在移动电源54中，以始终向其供电，即使是在第二个电池充电时。在一个或多个实施方式和/或用例中，外部充电端口164可用于同时为驱动系统40、42供电，同时还为电池充电。移动电源54还可以包括心率控制模块166，其包括用于调整(即，增加或减少)心率的第一组控制按钮170。根据本实施方式，每次心跳可以定义为凸轮从动件66沿着转子凸轮64斜坡70上升并随后从下降部88下降的一个完整循环(其对应于右心室32和/或左心室34的收缩和扩张)。因此，在单齿/单斜坡实施方式中(即，类似于图9)，驱动系统40、42将为转子凸轮64的每360度旋转产生一次心跳。类似地，在双齿/双斜坡实施方式(即，类似于图21和图22)中，驱动系统40、42将为转子凸轮64的每360度旋转产生一次心跳。在其他双齿/双斜坡实施方式中，其中每个斜坡70跨越一百八十(180)度并且两个齿72与两个斜坡70接合(并且布置在两个斜坡70上)，驱动系统40、42将为转子凸轮64的每个360度旋转产生两次心跳。然后，当它应用于本实施方式的全人工心脏系统60时，“心率”仅仅是每分钟的心跳次数(如上所定义)。

仍然参考图24，为了增加系统的心输出量，患者可以使用第一组控制按钮170来增加(或可替代地降低)全人工心脏30的心率。移动电源54还可以包括容量控制模块174，其包括第二组控制按钮172，用于调节(即增加或减少)每次心跳的容量(即，泵送血液的量)。例如，通过允许凸轮从动件66一直行进到驱动系统40、42的底部(即，靠近底座50)，右心室32和左心室34中的每一个可以扩张到更大的体积，从而允许更多的血液流入右心室32和左心室34中的每一个，以被泵送到肺或循环系统。因此，心率控制模块166和容量控制模块174都可以用于增加或减少总心输出量(或产生)。移动电源54还可以包括显示屏176，用于显示各种数据和信息，例如一个或多个电池充电水平178、心率指示182以及其他信息。移动电源54还可以包括无线通信模块180，允许移动电源54无线连接到启用Wi-Fi的设备和/或网络连接设备，例如智能手机、膝上型电脑、平板电脑、台式计算机、网络、服务器、充电器和/或其他设备。移动电源54还可以包括一个或多个夹子、带子或其他连接特征(未示出)，使得能够佩戴(例如通过夹在皮带上)和携带移动电源54。通过在移动电源54中包括各种特征，移动电源54包括可操作地耦合到电动机组件140和/或定子组件62的集成控制界面。

图25示出了根据本公开实施方式的充电系统182的透视图。充电系统182可以包括至少一个壳体189，至少一个壳体189包括第一电池端口186和第二电池端口188，用于容纳一个或多个可充电电池184，并用于将它们与外部电源194电耦合。外部电源194可以包括一个或多个交流电(AC)到直流电(DC)转换器196，使得外部电源194可以接收交流电(例如，从壁装插座)，并且还通过一个或多个电池184向全人工心脏30提供直流电。充电系统182可以包括设置在壳体189内用于插入外部电源194的一个或多个充电端口192。充电系统182还可以包括设置在壳体189内的显示屏190，用于显示数据和其他信息，例如一个或多个电池184的充电水平。

图26示出了应用软件198的主视图，该应用软件198可以显示在一个或多个电子设备上，例如智能电话、台式计算机、膝上型计算机、平板电脑和/或其他设备200。应用软件198可以显示诸如心率、血压、第一和第二电池充电水平、直到两个电池耗尽的剩余时间(即，一个或多个电池的剩余寿命)、控制模式、左右心室泵送容量以及整体系统状态(例如，正常、警报、警告等)的信息。电子设备200的通信模块202可与移动电源54的通信模块180通信耦合，以使来自移动电源54的数据及信息可(例如无线地)实时或近实时地(例如以1、5、10、20、30或60秒增量等)传送至电子设备200。应用软件198还可以包括一个或多个按钮，包括(但不限于)模式按钮、统计按钮(例如，用于检索统计操作数据)以及菜单按钮。模式按钮可以允许用户选择控制模式，例如：1)当需要改变心输出量时，保持恒定的心率并仅改变右心室32和左心室34内的泵送容量；2)当需要改变心输出量时，保持恒定的容量并改变心率；或3)在“混合”运行模式下，同时改变容量和心率。

仍然参考图26，应用软件198通过与移动电源54的通信耦合，可以(在一个或多个实施方式中)允许用户直接从电子设备200改变全人工心脏30的运行。例如，应用软件可以使用户能够选择指示整体患者活动水平的其他运行模式，例如“休息”、“中度”和/或“活跃”。然后，当用户选择了“活跃”的运行模式时，电子设备200可以向移动电源54(在许多实施方式中还充当控制单元和/或控制界面)发送信号以增加心输出量(例如通过增加心率)。应用软件198还可以包括允许心输出量自动跟随患者呼吸频率的运行模式，这可以通过设置在移动电源54内的一个或多个加速度计或运动传感器82(在图4中示出)来确定，其通过直接接触(例如，当移动电源54附接到患者的腰带时)感测肺、胃和/或体腔或隔膜的扩张和收缩。换句话说，通过使用安装在患者腰部附近的一个或多个加速度计或运动传感器82来确定患者呼吸的速度或剧烈程度，可以确定和/或估算患者的总体活动水平，并且可以相应地调整心输出量以匹配患者的呼吸频率。在一个或多个实施方式中，应用软件198也可以同时在多个设备上运行，使得患者的朋友或家人和/或远程监测团队可以监测患者的状态，并在紧急情况或潜在的有问题的运行状况出现时采取适当的行动。

图27示出了根据本实施方式的方面的全人工心脏系统60的主视图。在图27的实施方式中，全人工心脏系统60可以包括植入的全人工心脏30，该植入的全人工心脏30包括电耦合到植入的电源204的(根据本实施方式的)一个或多个驱动系统。植入的电源204可以包括一个或多个植入患者体内的可充电电池，并容纳在例如图16中所示的较厚底座50中。植入的电源204可以连接到在身体外部的一个或多个外部充电端口206。外部充电端口允许通过将外部电源或充电器(例如图4、图24和/或图25中所示的那些)连接到外部充电端口206来对植入的电源204进行再充电。通过在患者体内植入电源204，患者有一段时间可以完全断与外部电源断开连接，从而为患者提供了具有更大灵活性的一段时间。

运行特性

图28示出了根据本实施方式的方面的电流对血量特性的示意图。随着被泵送的血量VB增加，电动机140IM汲取的电流也增加。VB和IM之间的关系近似为线性，但也可能会根据心率以及血液温度(人体通常会将血液温度保持在狭窄的温度范围内)的微小变化而变化。随着血液温度的变化，即使是轻微的变化，血液粘度(以及因此泵送血液所需的功率)也可能发生微小变化。血液的化学成分也可能随时间而变化，也可能对血液的粘度产生较小的影响。因此，预计数据会在分散的集群中累积(可能是近似线性的)，类似于图28中所示的第一集群208(即，而不是以严格的线性方式)。如果集群随时间变化，使得数据现在累积在第二集群210中，在第二集群210中需要更多电流IM来泵送相同体积的血液VB，这可能表明驱动系统40、42(或全人工心脏30的其他组件)已经退化并且现在运行效率降低，或者可能是患者的血压升高，从而导致流动阻力增加，并且需要额外的电动机功率来泵送相同体积的血液。因此，如果IM与VB集群随时间发生变化，则可以触发警报并采取适当的行动。电动机电流IM可以在电动机组件140或移动电源54处测量，而每次心跳泵送的血量VB可以从驱动系统40、42中的最小和最大空气体积得出，这可以直接从接近传感器118、120之间的距离计算(如图9所示)。每次心跳泵送的血量VB也可以由输入控制设置(即，如在移动电源54的容量控制模块174处选择的每次心跳泵送的血量(图24))粗略估计。

图29示出了根据本实施方式的方面的空气体积对空气压力特性的示意图。驱动系统40、42内的空气体积VA可以使用一个或多个接近传感器118、120来确定，而空气压力PA可以通过至少一个压力传感器113(如图10所示)确定。因为驱动系统40、42是封闭的、气密的系统，所以空气的压力也可以使用波义耳定律(或理想气体定律)从驱动系统40、42VA内的空气体积推导出来，PV＝nRT，其中P是压力，V是体积，n是空气分子的数量(其是恒定不变的)，R是常数，T近似恒定，因为人体温度保持在窄的温度范围。因此，压力和体积(当它应用于驱动系统40、42中的空气时)彼此或多或少成反比，并且一个可以由另一个直接粗略估计。随着体积增加，压力下降。随着体积下降，压力增加。曲线212(在图29中示出)示出了当系统设置为泵送更少量血液时驱动系统40、42中空气的体积对压力特性。在对应于曲线212的运行条件下，因为凸轮从动件66没有一直下降到底部部分100，所以空气体积(即，在凸轮从动件66下方)没有被压缩得那么多。结果，驱动系统40、42从最大空气体积下降到中等空气体积，再回到最大空气体积(并且气压相应地从最小压力到中等压力，再回到最小压力)。在对应于曲线214的运行条件下，驱动系统40、42设置为允许凸轮从动件66一直下降到底部部分100，从而将空气压缩到最小体积并允许右心室32和左心室34中的每一个扩张到最大容积(对应于最大心输出量)。在对应于曲线214的运行条件下，驱动系统40、42从最大空气体积下降到最小空气体积，再回到最大空气体积(并且气压相应地从最小压力变为最大压力，再回到最小压力)。

仍然参考图29，在稳态条件下(即，假设恒定温度)，压力和体积可以以严格的线性关系成反比。然而，在驱动系统40、42的典型运行条件下，体积是连续变化的，因此这些条件永远不是真正的稳定状态。因此，压力可能稍微滞后于体积，至少如一个或多个压力传感器113所感测的那样。换句话说，随着体积变化，压力“赶上”需要时间，使得压力传感器113“反应”并发出反映新压力的信号。该压力传感器113时滞由图29-31中曲线212、214、216、218、220和222的椭圆形状反映。在其他实施方式中，体积对压力的关系可以被表示为严格线性且成反比。一条或多条曲线上的箭头表示系统运行时体积与压力的关系如何变化。

图30示出了根据本实施方式的方面的血液体积对血液压力特性的示意图。可以使用驱动系统40、42内的空气体积VA(与血液体积成反比)来确定右心室32和左心室34中的每一个内的血液体积VB。全人工心脏30的总容积是恒定的(或近似恒定的)，因此当驱动系统40、42中的空气体积增加时，右心室32和左心室34中的血液体积必须减少。类似地，随着驱动系统40、42中的空气体积减少，右心室32和左心室34中的血液体积必须增加。血液压力PB可以基于右心室32和左心室34中的每一个中的血液体积VB使用反比关系来确定。当右心室32和左心室34中的血液体积处于最大值时(如图29和30中的第一点“A”所标记的)，驱动系统40、42内的空气体积VA将处于最小值。类似地，当右心室32和左心室34中的血液体积处于最小值时(如图29和30中的第二点“B”所标记的)，驱动系统40、42内的空气体积VA将处于最大值。因此，曲线218(在图30中)对应于全人工心脏30泵送最少量血液时的休息状态，而图30的曲线216对应于当全人工心脏30泵送最大量血液时的活动(或最大心输出量)状态。

图31示出了根据本实施方式的方面的空气体积VA对空气压力PA特性的示意图。在图31的实施方式中，如果VA对PA特性从初始曲线220变化到新曲线222，使得对于给定的体积，存在额外的空气压力，这可能表明全人工心脏系统60中的某些东西发生了变化。例如，因为系统的空气量和体积范围不随时间改变，类似于图31的VA对PA特性的变化可能是表明外部压力作用在驱动系统40、42上(例如，由于作用在隔膜36、38和/或从动件圆顶110上的血压升高)，从而表明应该采取缓解动作(例如，患者应该去看医生，或使用单独的系统(如血压计)检查他或她的血压)。

图32示出了根据本实施方式的方面的斜坡高度HR对转子角AR特性的示意图。随着转子凸轮64旋转通过各种转子角AR，斜坡高度HR在任何给定的固定圆周位置处变化。例如，在零(0)度的转子角AR，斜坡高度HR可以处于最大值。当转子凸轮64旋转到九十(90)度使得下降部88在一个或多个齿72下方通过时，斜坡高度处于最小值(例如，在平坦部分112处)。当转子凸轮64旋转到一百八十(180)度、两百七十(270)度并最终旋转到三百六十(360)度时，斜坡高度HR在倾斜部分114上稳步增加，最终在三百六十(360)度(或零(0)度)处达到最大高度。

图33示出了根据本实施方式的方面的从动件高度HF和转子速度VR对转子角AR特性的示意图。图33的图示假设系统具有与图32相同的斜坡高度HR曲线。在图33的实施方式中，转子速度VR(由虚线表示)从约零(0)度到约一百八十(180)度处于较高速度224，并且从约一百八十(180)度到约三百六十(360)度处于较低速度226。电动机140可基于霍尔传感器118、120数据(即，其可用于确定旋转速度VR和转子凸轮64的圆周位置)来控制旋转速度，甚至是在单次旋转内。当转子凸轮64的下降部88在一个或多个齿72下方通过时，转子凸轮64以较高的速度224旋转。结果，齿72不与斜坡70接触，直到转子凸轮64旋转了大约一百八十(180)度。换句话说，从动件的高度HF从零(0)度到一百八十(180)度下降，但是由于转子凸轮64旋转得如此之快，凸轮从动件66永远不会接触平坦部分112。相反，凸轮从动件66首先接触在倾斜部分114处的斜坡70(即，在下降部88通过之后)。由于在图33的实施方式中凸轮从动件66没有一直下降，因此右心室32和左心室34的体积从未达到最大值。因此，图33的实施方式对应于休息或最小的心输出量状态。

图34示出了根据本实施方式的方面的从动件高度HF和转子速度VR对转子角AR特性的示意图。图34的图示假设系统具有与图32(以及图33)相同的斜坡高度HR曲线。在图33的实施方式中，转子速度VR(由虚线表示)从约零(0)度到约一百八十(180)度处于较低旋转速度226，并且从约一百八十(180)度到约三百六十(360)度处于较高的旋转速度224。当转子凸轮64的下降部88经过一个或多个齿72下方时，转子凸轮64以较低速度226旋转。结果，齿72下降并与平坦部分112接触。换句话说，从动件高度HF在图34的实施方式中比图33的实施方式下降得快得多。因为凸轮从动件66在图34的实施方式中一直下降，右心室32和左心室34的容积确实达到最大值。因此，图34的实施方式对应于活动或最大的心输出量状态。

参考图33和34，从动件高度HF曲线(即实线)上方的面积与全人工心脏30的心输出量成正比。因此，凸轮从动件66下降得越低，全人工心脏30的心输出量将越高。随着零(0)度和约一百八十(180)度之间的旋转速度降低，凸轮从动件66将更快地下降。转子角AR也可以描述为转子凸轮64的圆周方向。在图33和34的实施方式中，整个三百六十(360)度旋转的平均旋转速度可以相同。然而，在图33中，转子凸轮64在旋转的第一部分期间旋转得更快，导致较低的总心输出量。相反，在图34中，转子凸轮64在旋转的第一部分期间旋转得更慢，导致更高的总心输出量。换句话说，右和/或左人工心室32、34的扩张幅度与转子凸轮64的旋转速度成反比。因此，可以通过在每次旋转内调节旋转速度来将心输出量调节得更高和更低，而不改变整体平均旋转速度(即，或心率)。

图28-34中所示的每个运行特性都可用于(单独和/或相互合作)检测与患者健康相关的一种或多种状况的变化。例如，如果图28-34中所示的任何运行特性随时间变化，则可以向患者和/或临床医生发送警报，指示患者的血压已经改变，或者可能存在一种或多种潜在的有害状况，例如高血容量、肺高压、血块等。

操作方法

图35示出了根据本实施方式的方面的将全人工心脏30植入人体的方法300的示意图。在步骤302，方法300可以包括提供包括电动机(例如BLDC电动机140)的系统，该系统包括定子组件62、转子凸轮64、凸轮从动件66和导线48，其中至少一个系统组件涂有分段聚氨酯溶液(SPUS)。在步骤304，方法300可以包括将系统植入患者。在步骤306，方法300可以包括将电源连接到植入的系统。

图36示出了根据本实施方式的方面的校准全人工心脏30的方法400的示意图。在步骤402，方法400可以包括设置转子凸轮64或定子组件62内的初始霍尔传感器136位置，使得霍尔传感器136可以检测与转子凸轮64的每次旋转相关联的电磁场的变化。在步骤404，方法400可以包括在第一驱动系统40和第二驱动系统42之间建立偏移，使得右心室32和左心室34可以以右心室32的收缩紧随着左心室34的收缩(反之亦然)的有序的方式被致动(或泵送)。在其他实施方式中，可以通过将第二驱动系统42内的转子凸轮64与第一驱动系统40的转子凸轮旋转偏移(即，将它们设置在不同的初始角度)来建立偏移，使得即使可以同时将电引入每个驱动系统，第一和第二驱动系统40、42也将处于泵送循环的不同部分。在步骤406，方法400可以包括设置对应于第二转子凸轮64(即，第二驱动系统42的转子凸轮64)的位置的第二霍尔传感器136位置。在步骤408，方法400可以包括将全人工心脏30置于运行中。在步骤410，方法400可以包括跟踪相应的第一和第二驱动系统40、42内的每个转子凸轮64的位置，从而可以监测偏移。在步骤412，该方法可以包括标记(或发送警报指示)初始偏移何时漂移。在步骤414，方法400可以包括稍微增加或减少到两个驱动系统40、42之一的电流(从而控制旋转速度)(同时将另一个保持在恒定值)，从而调整偏移(在步骤416)到一个新值，或者将偏移重置回初始值(在步骤418)。在步骤420，该方法可以包括监测每个转子凸轮64的位置(以及它们之间的角度偏移)以确定是否已经发生偏移改变。在步骤422，方法400可以包括根据需要重复步骤402-420中的任何一个，以便实现期望的转子凸轮64偏移和/或系统校准。

图37示出了根据本公开的实施方式的方面的运行全人工心脏30的方法500的示意图。在步骤502，方法500可以包括启动全人工心脏系统60的运行。在步骤504，方法500可以包括建立休息设定点(例如休息心率、休息血液体积和/或驱动系统40、42的休息压缩比)。在步骤506，方法500可以包括建立适度活动设定点(即，对应于与适度活动相关的期望心输出量)。在步骤508，方法500可以包括建立剧烈活动设定点(例如，设置对应于剧烈活动的期望心输出量的心率、血液体积或压缩比)。在步骤510，方法500可以包括监测总体血压(例如，如通过图28-31或通过诸如血压计的单独设备确定)。在步骤512，方法500可以包括评估患者或用户可能已经在控制界面或移动电源54(即，在心率控制模块166或容量控制模块174)做出的手动输入，例如以增加或减少心输出量(即，从设定点之一)。在步骤514，方法500可以包括监测右人工心室32和左人工心室34中的每一个内的血压，以确定两者之间是否存在差异(这可以指示例如肺高压或血块)。在步骤516，方法500可以包括通过安装在患者腰部附近的一个或多个加速度计或运动传感器82来监测呼吸频率(即，为了评估是否应该增加心输出量，例如，以匹配升高的患者呼吸频率)。在步骤518，方法500可以包括增加或减少一个或多个心率设定点，以便基于呼吸频率、手动输入、总体血压、心室血压差和/或其他因素将心输出量调节到期望水平。在步骤520，方法500可以包括增加或减少一个或多个血容量设定点，以便基于呼吸频率、手动输入、总体血压、心室血压差和/或其他因素将心输出量调节到期望水平。在步骤522，方法500可以包括选择不同的运行模式(例如，手动、休息、适度运动、呼吸频率匹配、剧烈运动、混合控制和/或另一种控制模式)。在步骤524，方法500可以包括根据需要重复步骤502-522中的任何一个，以实现全人工心脏系统60的期望运行模式。

参考图35-37，方法300、400、500中的每一个可以包括未在各个图中示出的步骤。此外，在方法300、400、500中的每一个的一个或多个实施方式中，可以以与所示不同的顺序执行这些步骤。在本实施方式的其他方面，方法300、400、500中的每一个也可以省略一个或多个步骤。在一个或多个实施方式中，方法300、400、500中的每一个可以包括与至少一个其他步骤同时执行至少一个步骤。

本公开的实施方式提供了能够增强患者灵活性的全人工心脏系统60。通过将来自外部电源54的电力提供给为驱动系统40、42提供动力的植入的内部电动机组件140，可以减少需要由患者携带和管理的外部硬件。本公开的实施方式的方面包括轻量级外部电源54，其可以佩戴在腰带上或携带在口袋中，从而解放双手。此外，外部电源可包括方便的控制界面，使用户可以方便地更换电池，以及根据需要调整全人工心脏系统60的运行。本实施方式的驱动系统40、42将电动机的旋转运动转换为直线运动，并通过将电动机的外部旋转“转子”成型来节省空间，所述成型以这样的方式进行，使得转子自身形成以直线运动推动“凸轮从动件”的旋转“凸轮”，从而将凸轮和从动件系统中的凸轮功能与转子/定子电动机系统中的转子功能结合在一起，形成单个转子凸轮组件。通过使用选择性控制的电动机140，使得可以在旋转中以任何角度拨入任何旋转速度，然后通过使用凸轮和从动件系统将旋转运动转化为线性运动，心脏腔室的收缩和扩张可以根据需要在转子凸轮的每次旋转内(以及每次心跳内)在每个点快速和轻柔地控制。本实施方式的驱动系统40、42包括三(3)个主要组件，包括定子组件62、转子凸轮64和凸轮从动件66，从而降低了系统的复杂性并提高了耐用性。驱动机构有一个“推动器”，其现在在心脏收缩期间机械地推动心室隔膜。并且，驱动机构在舒张开始时机械分离，使身体自然地充满心室。此外，可以可选地使用弹簧和阻尼器，以帮助在舒张期进行心室充盈。而且，由于该系统现在由安装在人工心室内的电动机驱动，因此该系统(电池和控制器)现在可以被完全植入。此外，本实施方式的方面的生物相容性材料和涂层确保患者不会对植入组件产生不良响应或反应。

本公开中描述的仪器、设备和传感器中的每一个可以包括有线电源或无线电源，例如电池、电容器或其他合适的机构。

可以组合所描述的不同实施的元素，以形成之前未具体阐述的其他实施。可以从所描述的过程排除各种元素，只要一般不会对它们的运行或系统的运行产生不利影响。此外，各种单独的元件可以组合成一个或多个单独的元件以执行本说明书中描述的功能。

在本说明书中未具体描述的其他实施也在所附权利要求的范围内。

本发明的这些和其他特征、方面和优点将参照前述描述和所附权利要求而被更好的理解。包含在本说明书中并构成本说明书一部分的附图示出了本公开的实施方式，并且与说明书一起用于解释本实施方式的原理。

某些定义

为了更容易理解本公开，以下首先定义某些术语。以下术语和其他术语的附加定义在整个说明书中进行了阐述。

本文描述为“包括”一个或多个命名的元件或步骤的装置、组合物或方法是开放式的，意味着命名的元素或步骤是必要的，但可以在组合物或方法的范围内添加其他元素或步骤。为避免啰嗦，还应理解，描述为“包括”一个或多个指定元件或步骤的任何装置、组合物或方法也描述了相应的、更有限的组合物或方法“基本上由相同的命名元件或步骤组成”，意味着该组合物或方法包括命名的基本元素或步骤，并且还可能包括不会实质性影响组合物或方法的基本和新颖特征的附加元素或步骤。还应理解，本文描述为“包含”一个或多个命名的元素或步骤或“基本上由一个或多个命名的元素或步骤组成”的任何装置、组合物或方法也描述了相应的、更有限的和封闭式的组合物或方法“由命名的元素或步骤组成”，而不包括任何其他未命名的元素或步骤。在本文公开的任何组合物或方法中，任何命名的基本元素或步骤的已知或公开的等效物可以代替该元素或步骤。

如本文所用，关于权利要求特征的“一个”是指“一个或多个”或“至少一个”。

如本文所用，术语“左”被理解为处于从患者的角度获取的参考框架，其可以与它出现在页面上的位置相对。例如，在图2中，左人工心室34位于图的右侧。

如本文所用，术语“右”被理解为处于从患者的角度获取的参考框架，其可以与它出现在页面上的位置相对。例如，在图2中，右人工心室32位于图的左侧。

如本文所用，术语“基本上”是指表现出感兴趣的特征或性质的全部或接近全部范围或程度的定性条件。

等价物

应当理解，虽然已经结合本公开的详细描述对本公开进行了描述，但前述描述旨在说明而不是限制本发明的范围。其他方面、优点和修改属于权利要求的范围内。

该书面描述使用示例来公开本发明，包括最佳模式，并且还使本领域技术人员能够实践本实施方式，包括制造和使用任何设备或系统以及执行任何结合的方法。本实施方式的专利范围由权利要求限定，并且可以包括本领域技术人员想到的其他示例。如果此类其他示例包括与权利要求的字面语言没有区别的结构元素，或者如果它们包括与权利要求的字面语言没有实质性差异的等效结构元素，则此类其他示例旨在位于权利要求的范围内。

Claims (15)

1.一种全人工心脏系统，包括：

至少一个人工心室，其被配置为连接至肺动脉、心脏血管和心室中的至少一个；

至少一个驱动系统，其连接到至少一个人工心室并配置成使至少一个人工心室收缩和扩张包括至少一个电动机的至少一个驱动系统；和

至少一个电源，其电耦合至至少一个电动机，其中至少一个人工心室和至少一个驱动系统被配置为植入患者的胸腔中。

2.根据权利要求1所述的系统，

其中，所述至少一个人工心室包括右人工心室，所述右人工心室被配置为连接至肺动脉；

所述系统还包括左人工心室，其被配置为连接到左心房；

第一驱动系统，其连接到右人工心室，第一驱动系统包括第一植入的电动机；和

第二驱动系统，其连接到左人工心室，第二驱动系统包括第二植入的电动机。

3. 根据权利要求1所述的系统，还包括以下中的一个或多个：

a）第一导线，其将第一植入的电动机连接到外部电源；和

第二导线，其将第二植入的电动机连接到外部电源，所述系统可选地进一步通过以下特征中的一个或多个来表征：

i）其中外部电源优选地在患者身体外部，并且其中右人工心室、左人工心室、第一驱动系统和第二驱动系统中的每一个在患者身体内部；

ii）其中第一导线的一部分在患者身体内部，并且其中第一导线的一部分在患者身体外部；

iii）其中第一驱动系统包括定子组件，所述定子组件包括至少一个壳体，其中第一驱动系统还包括设置在定子组件的至少一个壳体周围的转子凸轮，其中转子凸轮电耦合到定子组件，并且可选地进一步包括机械连接到定子组件和转子凸轮的凸轮从动件，其中转子凸轮优选地用作凸轮和从动件系统中的凸轮以及电动机组件中的转子，和/或其中转子凸轮包括至少一个永磁体，其中转子凸轮、定子组件和凸轮从动件中的至少一个优选地涂有涂层，其中所述涂层优选地包括至少一种生物相容性材料，特别是分段聚氨酯溶液、硅橡胶、热塑性弹性体（TPE）、聚氯乙烯（PVC）中的至少一种；

iv）其中右人工心室和左人工心室中的至少一个包括分段聚氨酯溶液、硅橡胶、热塑性弹性体（TPE）和聚氯乙烯（PVC）中的至少一种；

v）其中第一植入的电动机和第二植入的电动机中的至少一个包括无刷直流（BLDC）电动机；和

vi）其中，所述至少一个驱动系统包括至少一个凸轮和从动件系统，并且可选地，进一步包括：

外部电源；和将至少一个植入的电动机与外部电源耦合的至少一个导线，其中外部电源优选地包括允许患者调节全人工心脏系统的心输出量的控制界面。

4.根据权利要求1所述的系统，还包括以下特征中的一个或两个：

（A）至少一个隔膜，其限定了至少一个人工心室和至少一个驱动系统之间的边界，

其中，在心室侧，所述至少一个隔膜被配置为接触人体血液，和

其中，在驱动系统侧，所述至少一个隔膜被配置为接触空气；和

（B）电子设备，包括：

至少一个显示屏；

应用软件，其用于跟踪至少一个全人工心脏的活动；和至少一个通信模块，其被配置为在电子设备和耦合到至少一个全人工心脏的移动电源之间无线通信至少一个数据参数，可选地由以下特征中的一个或多个表征：

（i）其中从移动电源传输到电子设备的至少一个数据参数显示在至少一个显示屏上；

（ii）其中所述至少一个数据参数包括植入至少一个全人工心脏的至少一名患者的心率和血压中的至少一个；

（iii）其中至少一个数据参数包括耦合至移动电源的至少一个电池的电池充电水平和剩余寿命中的至少一个；

（iv）其中所述至少一个数据参数包括以下中的至少一个：其中植入了至少一个全人工心脏的至少一名患者的右心室血容量；其中植入了至少一个全人工心脏的至少一名患者的左心室血容量，至少一个全人工心脏的运行模式，以及至少一个全人工心脏的运行状态；

（E）其中电子设备与安装有应用软件的第二电子设备通信。

5.根据权利要求1所述的系统，其中所述至少一个驱动系统包括：

定子组件；

转子凸轮，其机械地和电气地耦合到定子组件；和

凸轮从动件，其机械地连接到定子组件和转子凸轮，所述系统进一步通过以下特征中的一个或多个来表征：

（A）至少一个弹簧，其将凸轮从动件连接到定子组件，其中定子组件优选地包括具有成形横截面的壳体；其中凸轮从动件包括具有匹配壳体的成形横截面的成形横截面的轴，其中壳体和轴中的每一个的成形横截面包括三角形横截面、正方形横截面、椭圆形横截面、五边形横截面、六边形横截面和矩形横截面中的至少一个，并且其中轴设置在壳体内；其中，轴优选地构造成在壳体内纵向地移动；并且其中壳体可选地包括设置在壳体内的至少一个阻尼器；

（B）其中转子凸轮包括：

中心孔，其围绕转子凸轮的中心线同心；和

斜坡，其围绕中心孔径向地设置，其中所述斜坡

（i）优选地包括至少一个下降部，其优选地包括一个倾斜部分，并且可选地包括设置在倾斜部分和下降部之间的平坦部分；和/或

（ii）其中凸轮从动件优选地包括至少一个齿，其朝向转子凸轮延伸并与斜坡的至少一个部分接合；

（C）其中转子凸轮包括钕铁硼（ND-Fe-B）、铁、钴、钐钴（SM-Co）、铝、铝镍钴合金、粘结的Nd-Fe-B、磁铁矿、陶瓷（硬铁氧体）、铁氧体、钆、一种或多种稀土元素、锶、钡和氧化铁（III）；

（D）还包括设置在定子组件和凸轮从动件中的至少一个内的至少一个接近传感器；

其中，至少一个接近传感器检测凸轮从动件相对于定子组件的位置；

（E）还包括至少一个压力传感器，其设置在定子组件和转子凸轮中的至少一个上；

（F）其中转子凸轮包括中心孔，其中定子组件包括圆柱形壳体，并且其中圆柱形壳体设置在中心孔内，使得转子凸轮围绕圆柱形壳体并在圆柱形壳体径向外侧延伸；并且可选地，进一步包括围绕圆柱形壳体的顶部设置的保持边缘，其中保持边缘允许转子凸轮围绕圆柱形壳体旋转，以及

其中，保持边缘防止转子凸轮纵向地平移；和

（G）其中定子组件包括圆柱形壳体，其中转子凸轮围绕圆柱形壳体设置，并且其中转子凸轮围绕圆柱形壳体的旋转导致凸轮从动件的高度变化，其中凸轮从动件优选地耦合到至少一个人工心室，并且其中凸轮从动件的高度变化使至少一个人工心室收缩或扩张。

6.根据权利要求1所述的系统，其中，所述至少一个驱动系统包括：

至少一个定子组件；

至少一个转子凸轮，其连接到至少一个定子组件；

至少一个凸轮从动件，其连接到至少一个转子凸轮；和至少一个人工心室，其耦合至至少一个凸轮从动件，

其中至少一个凸轮从动件的高度变化引起至少一个人工心室的扩张，其中至少一个人工心室的扩张幅度优选地与至少一个转子凸轮的旋转速度成反比。

7.根据权利要求1所述的系统，其中所述至少一个电动机包括：

内定子壳体；

多组绕组，其设置在内定子壳体的径向外侧；

外定子壳体，其设置在多组绕组的径向外侧；和

转子，其设置在外定子壳体的径向外侧，所述电动机可选地通过以下特征中的一个或多个来表征：

（A）其中电动机包括无刷直流（BLDC）电动机；

（B）还包括至少一个霍尔传感器；

（C）其中所述多组绕组包括至少六（6）组绕组；

（D）其中多组绕组中的每一组绕组包括一个或多个纵向对齐的导电线圈导线；

（E）其中内定子壳体包括六角形壳体；以及

其中外定子壳体包括圆柱形壳体；和

（F）其中转子包括至少一个永磁体，其中至少一个永磁体优选地包括钕铁硼（ND-Fe-B）、铁、钴、钐钴（SM-Co）、铝、铝镍钴合金、一种或多种稀土元素、粘结的Nd-Fe-B、磁铁矿、陶瓷（硬铁氧体）、铁氧体、钆、锶、钡和氧化铁（III）中的至少一个，并且其中电动机优选地以约一（1）瓦到约十（10）瓦的功率水平运行。

8. 根据权利要求1所述的系统，其中所述电动机包括：

定子组件，其包括：圆形底座；至少一个壳体，其自圆形底座纵向地延伸；和多组绕组，其设置在至少一个壳体的径向内侧和/或径向外侧；和

至少一个转子，其设置在至少一个壳体的径向外侧，所述电动机可选地进一步通过以下特征中的一个或多个来表征：

（A）设置在多组绕组的径向内侧的六边形壳体，其中至少一个壳体优选地还包括设置在多组绕组的径向外侧的圆柱形壳体；

（B）其中至少一个转子包括凸轮；

（C）还包括至少一个电耦合到圆形底座的电源，其中至少一个移动电源优选地包括可操作地耦合到至少一个定子组件的集成控制界面，以及

（i）其中至少一个移动电源优选地包括设置在圆形底座内的至少一个电池，

（ii）其中圆形底座优选地包括圆柱形，其中集成控制界面优选地控制至少一个转子的旋转速度，其中集成控制界面在至少一个转子的每次旋转内选择性地控制至少一个转子的旋转速度；其中，所述集成控制界面优选地基于所述至少一个转子的周向定向在至少一个转子的每次旋转内选择性地调节至少一个转子的旋转速度；

（iii）其中集成控制界面优选地选择性地将至少一个转子的旋转速度从至少一个转子的第一周向取向范围的第一旋转速度调节到至少一个转子的第二周向取向范围的第二旋转速度；和

（iv）其中集成控制界面优选地选择性地将至少一个转子的旋转速度从第一转子角范围的第一旋转速度调节到第二转子角范围的第二旋转速度。

9. 一种凸轮从动件系统，包括：

围绕中心线旋转的至少一个转子凸轮，转子凸轮包括至少两个成角度的斜坡，其围绕至少一个转子凸轮周向地延伸；和

至少一个凸轮从动件，其机械地连接到至少一个转子凸轮，所述系统可选地通过以下特征中的一个或多个来表征：

（A）其中所述至少两个成角度的斜坡包括：

至少一个外斜坡；和

至少一个内斜坡，其设置半径小于所述至少一个外斜坡；

（B）其中至少一个凸轮从动件包括朝向至少一个转子凸轮延伸的至少两个齿，

其中，至少两个齿中的每个齿接触至少两个成角度的斜坡中的一个成角度的斜坡；

（C）其中至少一个凸轮从动件正好具有两（2）个齿，其中所述两（2）个齿在周向上间隔开约一百八十（180）度；

（D）其中至少一个外斜坡和至少一个内斜坡中的每一个都包括至少一个下降部，

其中，至少一个外斜坡的至少一个下降部优选地与至少一个内斜坡的至少一个下降部在周向上间隔开约一百八十（180）度；

（E）其中至少一个凸轮从动件具有至少三（3）个齿，并且其中所述至少两（2）个斜坡包括至少三（3）个斜坡；

（F）其中至少一个外斜坡和至少一个内斜坡中的每一个优选地包括至少一个倾斜部分，其中至少一个外斜坡和至少一个内斜坡中的每一个包括设置在相应的至少一个倾斜部分和至少一个下降部之间的至少一个平坦部分，其中每个倾斜部分：

（i）优选地周向延伸约两百七十（270）度并且每个平坦部分周向延伸约九十（90）度，和（ii）其中每个倾斜部分优选地围绕转子凸轮周向延伸通过第一角度，其中第一角度从约三百（300）度到约三百六十（360）度，

其中每个平坦部分优选地围绕转子凸轮周向延伸通过第二角度，其中第二角度从约零（0）度到约六十（60）度；

（G）其中至少一个转子凸轮还包括至少一个径向间隙，所述至少一个径向间隙设置在至少一个内斜坡的径向外侧和至少一个外斜坡的径向内侧；

（H）其中至少一个转子凸轮还包括中心孔，所述中心孔设置在至少一个内斜坡的径向内侧；和

（I）其中至少一个凸轮从动件具有三（3）个齿，并且其中恰好三（3）个齿在周向上彼此间隔开约一百二十（120）度。

10. 一种凸轮从动件系统，包括：

围绕中心线旋转的至少一个转子凸轮，所述转子凸轮包括至少一个纵向延伸的波状凸角；和

至少一个凸轮从动件，其机械地连接到至少一个转子凸轮，其中至少一个凸轮从动件可选地优选地包括至少一个从动件凸角，其轮廓与至少一个转子凸轮的至少一个波状凸角相匹配，

其中所述至少一个转子凸轮可选地优选地包括多个波状凸角，

其中所述至少一个凸轮从动件包括多个从动件凸角，优选波状凸角和从动件凸角的数量相同，更优选地其中所述至少一个转子凸轮包括至少四（4）个波状凸角，并且所述至少一个凸轮从动件包括至少四（4）个从动件凸角。

11.一种植入全人工心脏的方法，包括：

提供全人工心脏，所述全人工心脏包括与至少一个驱动系统和至少一根导线连接的至少一个电动机；

将包括至少一个电动机和至少一个驱动系统的全人工心脏植入患者的胸腔内；并将至少一个电动机连接到至少一个移动电源。

12.根据权利要求11所述的方法，其特征在于以下特征中的一个或多个：

（A）其中所述至少一个电动机包括无刷直流（BLDC）电动机；

（B）其中驱动系统的至少一个组件包括至少一种分段式聚氨酯溶液(SPUS)；

（C）其中驱动系统的至少一个组件涂有至少一种分段式聚氨酯溶液（SPUS）；和

（D）其中至少一个驱动系统包括：

至少一个定子组件；

至少一个转子凸轮，其连接到至少一个定子组件；和

至少一个凸轮从动件，其连接到至少一个定子组件和至少一个转子凸轮，其中转子凸轮优选地用作至少一个电动机中的转子和凸轮从动件系统中的凸轮。

13.一种校准全人工心脏的方法，包括：

在驱动全人工心脏的驱动系统的电动机内设置第一霍尔传感器的初始位置；

在驱动全人工心脏的驱动系统的电动机内设置第二霍尔传感器的初始位置；

在第一和第二霍尔传感器的初始位置之间建立偏移；

启动电动机的运行；

监测第一和第二霍尔传感器的位置；

识别偏移何时从初始偏移值改变；以及

增加和/或减少流向至少一个电动机的电流，以将偏移调整到期望值。

14.一种运行全人工心脏的方法，包括：

启动全人工心脏运行；

在全人工心脏的控制界面建立至少一个设定点，所述设定点包括对于给定活动模式的全人工心脏的目标心率；和

基于在控制界面处接收到的至少一个数据参数来改变全人工心脏的心输出量。

15.根据权利要求14所述的方法，其特征在于以下特征中的一个或多个：

（A）其中至少一个数据参数包括其中植入了全人工心脏的患者的血压；

（B）其中至少一个数据参数包括其中植入了全人工心脏的患者的呼吸频率；

（C）其中至少一个数据参数包括其中植入了全人工心脏的患者的心室血压差；

（D）其中活动模式包括休息活动模式；

（E）其中活动模式包括适度活动模式；

（F）其中活动模式包括剧烈活动模式；

（G）进一步包括在控制界面选择至少一种活动模式；和

（H）进一步包括在控制界面评估至少一个手动输入；其中

（i）所述至少一个手动输入优选地包括在耦合到控制界面的心率控制模块处改变全人工心脏的心率；和/或

（ii）其中至少一个手动输入包括在耦合到控制界面的容量控制模块处改变由全人工心脏泵送的血液体积。

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