CN108025121A - 用于缺血检测和治疗的血泵 - Google Patents

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Abstract

一种结合了如旋转叶轮泵等旋转泵(2)的血泵，所述旋转泵可植入与心室和动脉流体连通以辅助从所述心室到所述动脉的血液流动。所述装置可以包括：泵驱动电路(6)，向所述泵供应电力；一个或多个传感器(8，10)，用于感测如皮下心前ECG信号等一个或多个电生理信号；以及信号处理电路(23)，连接至所述传感器以及所述泵驱动电路。所述信号处理电路能操作以检测所述传感器信号并且控制从所述泵驱动电路向所述泵供应的电力，使得所述泵可以在正常窦性心律模式(118)下以与心动周期同步的变化速度运行。当检测到缺血状况或者心肌梗塞状况时，所述泵驱动电路还可以使所述泵在不同于所述正常窦性心律模式的缺血模式或者心肌梗塞模式(114，119)下运行。

Description

用于缺血检测和治疗的血泵
相关申请的交叉引用
本申请要求于2015年9月25日提交的美国临时专利申请号62/232,601的提交日期的权益，所述美国临时专利申请的公开内容据此通过引用结合在此。
本申请通过引用完全结合了题为“Blood Pump for Treatment of Bradycardia(用于治疗心动过缓的血泵)”的美国临时专利申请号62/119,895。
技术领域
本发明涉及血泵以及心室辅助装置(ventricular assist device，VAD)。
背景技术
血泵是用于辅助如人类患者等哺乳类对象的心脏的装置。本领域的技术人员熟知的一种类型的血泵是心室辅助装置(“VAD”)。VAD可以包括植入对象(例如，人类患者)身体中的泵。术语“植入”具有其本领域公认的意义，并且本文所述的泵根据对象的要求进行大小和形状设定。所述泵通常具有连接至待循环血液源的入口，以及连接至动脉的出口。最典型地，泵的入口连接至左心室内部并且泵的出口连接至主动脉，使得泵与左心室并行操作以推动血液进入主动脉。所述泵可以是具有叶轮的微型旋转叶轮泵，所述叶轮被布置在泵壳体中并且被可以与泵紧密集成的小型电动机来驱动旋转。电动机进而通常由如蓄电池等具有用于从外部电源为电池充电的安排的可植入电源供电。VAD还可以包括控制系统，所述控制系统控制电源的操作以便按设定旋转速度驱动叶轮并且因此提供恒定的泵送动作。
血泵可以用于辅助患有心脏泵送能力受损病症的对象的心脏。这种辅助可以永久性地提供，或者在对象等待合适的心脏根据其本领域公认的意义植入、设定大小和形状时提供。在其他情况下，VAD所提供的辅助允许心脏治愈。
发明内容
本技术的一个方面提供了一种可以植入体内或定位在对象体外的血泵。在优选实施例中，血泵是心室辅助装置(“VAD”)。虽然本技术的示例在本文中被描述为VAD，但是本发明不限于VAD。
所述血泵令人期望地可以包括如旋转叶轮泵等旋转泵，所述旋转泵可植入于对象体内并且与患者的心室和动脉流体连通以辅助从所述心室到所述动脉的血液流动。所述血泵最优选地可以进一步包括至少一个泵驱动电路并且还优选地包括至少一个传感器，所述至少一个传感器用于在所述对象体内感测如皮下ECG信号等一个或多个电生理信号并且提供表示所述电生理信号的传感器信号。
所述血泵还可以包括连接至所述传感器和所述泵驱动电路的信号处理电路。所述信号处理电路操作以接收所述传感器信号并且控制从所述(多个)泵驱动电路向所述泵供应的电力，使得所述泵在正常窦性心律模式下以与所述对象的心动周期同步的变化速度运行。如本文中公开的，在正常窦性心律模式下操作为心脏提供了改进的辅助。所述信号处理电路还可以能操作以基于所述生理传感器信号确定如缺血或心绞痛等心脏血流减少或如心肌梗塞中的到心肌的血液的完全阻塞的存在或不存在，并且控制从所述泵驱动电路向所述泵供应的电力，以便在不存在心脏血流减少的情况下在正常窦性心律模式下操作所述泵，并且在存在心脏血流减少的情况下在修改操作模式下操作所述泵。例如，相比于正常窦性心律模式，修改模式可以是具有如较高速度等不同操作参数的搏动模式。或者，在检测到更严重的缺血或心肌梗塞的情况下，泵可以在非搏动下并且以恒定速度操作。
附图说明
图1是根据本发明的一个实施例的血泵的功能框图。
图2是示意图，描绘了图1的血泵的一部分。
图3是流程图，描绘了在操作图1和图2的血泵时所使用的算法的一部分。
图4A和图4B是在操作图1至图3的血泵时出现的某些信号和变量的曲线图。
图5是简图，描绘了用于对减少的心脏血流的心脏监测的引线和电极植入。
图6是另一个实施例的流程图，描绘了在操作图1和图2的VAD时所使用的算法的一部分。
具体实施方式
在本发明的优选实施例中，血泵是如(图1)所示的VAD。VAD可以包括结合了电动机4的可植入旋转泵2。如在本公开中所使用的，术语“旋转泵”指的是结合了被安装在壳体中用于旋转的泵送元件的泵。最典型地，泵2是具有被安装在壳体内的叶轮的旋转叶轮泵，使得叶轮的旋转运动将动量转移到待泵送流体。尽管在图1中为了说明清楚，泵2和电动机4被描绘为单独的部件，但是在实践中，这些部件可以与彼此紧密地集成。例如，泵2的叶轮可以充当电动机4的转子。最典型地，电动机4是被安排成借助于如梯形换向等电动机换向技术按电动机驱动器所规定的旋转速度来驱动泵2的叶轮的多相无刷直流永磁电动机。这些部件被的大小和形状被设定为使得泵2可以被植入哺乳类对象的身体内，其中，入口3与心脏的心室(最典型地是左心室)流体连通，并且其中，出口5与动脉(最典型地是主动脉)流体连通。例如，泵2可以被安排用于植入在心脏外面，并且入口和出口可以包括可以通过外科手术连接至心室和主动脉的导管。
在其他安排中，泵2被安排成使得其可以被植入主动脉和心室内。在美国专利号6,264,635、6,234,772和7,699,586以及美国公开专利申请号20090112312中对示例性可植入泵进行了详细描述。共同转让的这些专利和公开专利申请据此通过引用结合。
VAD还可以包括至少一种泵驱动电路6。(多个)泵驱动电路6可以包括蓄电电池和用于控制电动机的电动机驱动器。电动机驱动器的输出端可以通过如线缆9等输出连接而连接至泵2的电动机4，使得电动机驱动器可以驱动电动机4并且因此操作泵2。电动机驱动器通常可以包括响应于施加在控制输入端7处的控制信号的半导体开关元件，使得供应给电动机4的电流可以得到控制。在所描绘的具体安排中，泵驱动电路6可安装在对象身体B外面并且可以通过穿透对象皮肤的导体连接至电动机4。在其他安排中，泵驱动电路6可以被植入对象身体内并且可以通过电感耦合导体或皮肤穿透导体连接至外部电源。泵驱动电路可以用于向泵施加电力、控制泵的速度或两者。可替代地，可以使用两个单独的泵驱动电路。在这种实施例中，第一泵驱动电路向泵施加电力，并且第二泵驱动电路控制泵的速度。
泵2可以配备有如速度传感器等状况传感器8。例如，状况传感器可以包括能够操作以检测电动机4的定子线圈中作为电动机速度或负载的度量的电压或电流的反EMF检测器。
VAD还可以包括信号处理电路23。信号处理电路23可以包括可植入内部模块12以及被安排用于安装在对象身体B外面的外部模块18。模块18和6也可以被植入对象身体内。信号处理电路23可以连接至泵驱动电路6的控制输入端7。在此实施例中，模块12和18通过如射频遥测发射和接收单元16等合适的信号发射安排彼此连接，使得信号和数据可以在模块之间互换。模块12和18可以包括如一个或多个微处理器15以及一个或多个存储器元件13等被安排成执行本文公开的算法的常规数据处理元件。这些模块之间的硬件元件和软件功能分布可以在广泛范围内改变。在一个实施例中，执行算法所需的所有数据处理在外部控制模块18中执行，并且内部模块基本上充当数据和信号的管道。在另一个实施例中，执行算法所需的所有硬件和软件存在于内部模块12中，并且省略了外部模块。操作内部模块12的电子电路系统所需的电力通常比驱动电动机4所需的电力小大约3个数量级。
内部模块12可以被连接用于从泵驱动电路6供应给发动机4的交流电中接收电力。此安排在内部模块12物理上位于泵2处的情况下尤其有用。在信号处理电路23的内部模块物理上位于泵2处的情况下，可以令人期望的是，在泵电动机4的线圈与内部模块12的电路系统之间提供磁屏蔽。可替代地，在内部模块12被定位成远离泵2的情况下，信号处理电路系统23于是可以从如原电池或可充电电池等内部电池中接收电力。
VAD进一步包括可以连接至信号处理电路23的内部模块12的传感器10。如在图5中更加详细地示出的，传感器包括如标号V1至V6等被植入在心前(pre-cordial)(或胸部)位置处的类似于12引线ECG心脏监测器的皮下电极。来自这些电极的记录可以是如被连接用于从自皮下心前电极30、32、34、36处接收电信号的植入电子装置22的导电钛壳体等具有远场远程阳极41的单极配置的记录。关于电极对而言，电记录还可以是双极的。当VAD被植入时，皮下心前电极30、32、34和36被布置在对象心脏附近的适当位置处。
传感器10还可以包括一个或多个生理状况传感器43。生理状况传感器43可以用于感测和传输任何类型的生理参数，比如氧浓度、血管或腔室内的压力、以及温度。传感器10还可以包括被安排成提供表示与心脏需求相关的参数的信号的一个或多个另外的传感器45。例如，另外的传感器45可以包括被安排成提供表示患者身体B的移动的信号的一个或多个加速度计。移动量与心脏需求量之间可能存在正相关。
各个传感器通过如模数转换器47和缓冲器存储器49等适当的信号调节元件连接至信号处理电路23的内部模块12。
信号处理电路23可以配置有用于接收、分析和处理从涉及患者的生理状况的传感器处接收到的信号的功能。这种功能中的一些可以包括处理来自传感器10的信号以便确定患者心动周期的阶段、感测患者的固有心率、确定患者的代谢需求、以及在缺血状况期间或者在与心肌梗塞一样的更显著减少期间检测流向心脏的血流的减少，并且响应于这些信号，可以相应地设定泵2的操作模式和速度。信号处理电路23还可以控制到泵2的电动机驱动信号的频率。
信号处理电路23可以具体地被配置成重复地执行如图3中以简化形式所示出的算法。在步骤102处，处理器15可以使用从皮下电极30、32、34和36处获取的信号来执行搏动检测例程。基于心前电极信号的搏动检测算法在本领域中是公知的并且通常被用在如12引线ECG心脏监测器等装置中。可以采用对于区分正常窦性搏动与异位(非窦性)搏动有效的任何检测电路或算法例程。
在步骤104处，算法根据单独搏动检测的结果而分支。如果处理器15已经确定所述检测表明对象心脏为非窦性(或异位搏动)，则算法忽略搏动112并且返回到搏动检测算法102。如果处理器15已经确定搏动检测算法104表明搏动是正常窦性起源的搏动，则算法继续到将由处理器15执行的ST段测量功能106。一旦处理器15测量了ST段振幅106，算法就判定是否存在充分大于指定振幅(正和/或负)的ST段水平偏差116。由处理器15测得的此ST段测量结果还可以通过计算多个检测到的正常窦性搏动的移动平均值来确定。移动平均数据可以存储在存储器13中。如果ST段测量结果超过缺血状况的指定阈值，则算法确定已经发生了到心肌的血流的缺血性减少，VAD泵驱动器6被指示在如内科医生规定(例如，编程)的且由处理器模块18控制的缺血模式114下操作。例如，缺血操作状况可以是搏动速度在仍与自然心搏同步的同时发生的增大。根据ST段偏差的大小和极性，算法可以确定心肌处于心肌梗塞状况。如果ST段测量结果超过指示心肌梗塞的阈值，则处理器模块18指示VAD泵驱动器6在如内科医生规定(例如，编程)的心肌梗塞模式119下操作。对于这种状况，心肌梗塞模式可以用于将泵驱动器6切换到恒定速度模式以增加心输出量。
如果没有检测到缺血或心肌梗塞，则VAD可以继续在正常窦性心律模式118下操作。在此模式下，信号处理电路23致动泵驱动电路6以在最小速度与最大速度之间改变泵2的速度，如通过曲线208(图4B)所描绘的。泵2的速度变化模式与如皮下ECG信号所示出的患者心脏的固有心律同步，使得泵2的速度变化与心脏的固有心律具有基本上固定的相位关系。最优选地，泵2在心室收缩以排出血液的心室收缩期间以最大速度操作。在图4A中所示出的ECG曲线是示意性描绘，示出了表示整个心脏中的电信号的合成的常规外部心电图波形。在实践中，在电极30、32、34和36(图5)上出现的实际皮下ECG信号将作为单独的信号被记录和/或测量。所记录的数据可以存储在存储器13中以供将来针对可疑的非窦性搏动的分析。
在另一个实施例中，信号处理电路23重复地执行如图6中以简化形式示出的算法。在步骤202处，处理器可以使用从皮下电极30、32、34和36处获取的信号来执行搏动检测例程。基于心前电极信号的搏动检测在本领域中是熟知的并且通常被用在如12引线ECG心脏监测器等装置中。可以将对于检测正常窦性搏动与异位(非窦性)搏动有效的任何检测电路或算法例程编程到处理器15中。
在步骤204处，算法根据单独搏动检测的结果而分支。如果检测已经确定对象心脏为非窦性搏动，则算法忽略搏动212并且继续进行室性快速心律失常心律检测算法213。如果室性快速心律失常心律检测算法确定不存在室性快速心律失常心律并且是非持续状况，则算法返回到搏动检测202。如果室性快速心律失常检测213确定存在室性快速心律失常，则算法进入室性快速心律失常模式215。
如果搏动检测算法204确定搏动是正常窦性起源的搏动，则算法继续到ST段测量功能206。一旦测量了ST段振幅，算法就判定是否存在充分大于如由处理器15计算的指定振幅(正和/或负)的ST段水平偏差216。ST段测量结果还可以通过计算多个检测到的正常窦性搏动的移动平均值来确定。移动平均数据可以存储在存储器13中。
如果ST段测量结果超过缺血状况的指定阈值，则算法确定已经发生了到心肌的血流的缺血性减少，VAD被指示在如内科医生规定(例如，编程)的且由处理器模块18控制的缺血模式214下操作。根据ST段偏差的大小和极性，算法可以确定心肌处于心肌梗塞状况。
如果ST段测量结果超过指示心肌梗塞的阈值，则处理器模块18指示VAD泵驱动器6在如内科医生规定(例如，编程)的心肌梗塞模式219下操作。对于这种状况，心肌梗塞模式可以用于将泵驱动器6切换到恒定速度模式以增加心输出量。
如果没有检测到心脏血液流减少，则VAD在正常窦性心律模式218下操作。在此模式下，信号处理电路23致动泵驱动电路6以在最小速度与最大速度之间改变泵2的速度，如通过曲线208(图4B)所描绘的。
泵2的速度变化模式与如皮下ECG信号所示出的患者心脏的固有心律同步，使得泵2的速度变化与心脏的固有心律具有基本上固定的相位关系。最优选地，泵2在心室收缩以排出血液的心室收缩期间以最大速度操作。
在图4A中所示出的ECG曲线是示意性描绘，示出了表示整个心脏中的电信号的合成的常规外部心电图波形。在实践中，在电极30、32、34和36(图5)上出现的实际皮下ECG信号可以是单独的信号。每个电极都可以提供如在心脏搏动的QRS期间指示的附加心脏收缩电向量(视图)。
由于在皮下ECG的表示心室去极化的R波期间发生心室收缩，所以泵2令人期望地在靠近R波的定时的时间达到最大速度。信号处理电路23可以将皮下ECG信号的各个特征用作同步的基础。使用皮下电极34或36(图5)的左心室的ECG信号提供了对心室去极化的定时。每当左心室信号指示心室去极化开始时(例如，在R波开始时)，信号处理电路23可以简单地致动泵驱动电路6以增大泵2的速度。然而，泵2的机械部件具有惯性并且需要有限时间来从最小速度加速到最大速度。此时间在本文中被称为转换时间TS(图4B)。为了允许这种效果，信号处理电路23可以致动泵驱动电路6以在等于TS的时段内逐渐增大泵2的速度。
信号处理电路23可以从前一心动周期的R波开始对此时段TR开始进行计时。心动周期的周期时间TC简单地是心率的倒数。因此，信号处理电路23可以在前一周期的R波之后的时间TR启动增大泵速度，其中TR＝TC-TS。假设心率是恒定的或者慢慢改变，并且信号处理电路23频繁地更新心率并重新计算TC，则这种简单安排可以产生泵速度增大与心室收缩开始的合理同步。此计算中所使用的周期时间TC可以基于周期时间在多个周期上的移动平均值。
可替代地或另外地，信号处理电路23可以测量在每个心动周期期间实现的同步并且提前或延迟对泵加速的启动。例如，如果在前一周期中TR太短，使得泵2在R波之前达到全速，则信号处理电路23可以针对下一周期增加TR。因此，信号处理电路23可以充当保持泵速度波形与患者的固有心动周期同步的锁相环。在这种安排中，泵速度的周期变化与R波具有固定的相位关系。在这种安排的变化形式中，同步的测量结果可以是表示最后几个心动周期的移动平均值。
在正常窦性心律中，从每个心动周期中的P波到R波存在基本上恒定的间期。此间期可以根据心率进行估计或者可以直接根据皮下ECG信号的测量结果确定。因此，信号处理电路23可以在每个P波之后对时段TD(图4B)进行计时并且在此时段结束时启动泵加速。TD可以被选择为等于P波到R波间期减去TS。在一些实例中，TS可以等于P波到R波间期，在所述情况下，TD可以为零。在这种安排中，泵速度的周期变化与P波具有固定的相位关系。
皮下ECG的许多其他特征可以用作同步的基础。用于识别ECG的如P波等波形以及QRS波群的单独特征的软件例程是本身已知的，并且任何这种例程都可以用在同步方案中。
使VAD与患者的固有去极化同步将允许泵2在这样做最有利时进行操作。心输出量在心房和心室收缩期间最大。在虚弱或患病的心脏中，腔室、并且具体地左心室在来自VAD的辅助最关键时进行收缩。因此，利用心室收缩进行泵2的定时将为患者提供最佳辅助并且使VAD的治疗效果最大化。此外，在与对象的心动周期同步的搏动模式下操作可以提高效率并且因此节约电力。
虽然泵2的同步可以通过电生理信号的实际出现来触发时，但是还可以对信号处理电路23进行编程以预计特定皮下ECG波形的即将出现。例如，公知的是，心动周期的每个阶段应当持续大约与健康患者的时长相同的时长。通过编程算法，可以通过本领域已知的方法对处理器进行编程以测量历史患者数据并将其存储在存储器13中。此存储器13可以被定位在VAD的电路系统内的任何地方，或者被定位在外部。
所述数据将包括在预定时间中给定患者的心动周期的每个阶段持续的时长。随时间推移所得到和所存储的测量结果可以用于通过已知的任何数学或统计学手段来确定给定患者的心动周期的下一个阶段应在何时开始。此方法将允许处理器15基于所预计的皮下ECG波形来向泵驱动电路6指示何时对泵2进行加速。因为分别在P波和R波开始时用信号发送了心房收缩和心室收缩，因此对心动周期的这些阶段的历史分析可以用于预测收缩的开始。
利用实际或预计的皮下ECG波形来同步泵2的这种预测方法特别有用于患有左侧心力衰竭的患者。左侧心力衰竭是显著地影响左心室的具有挑战性的病理。患有左侧衰竭的患者需要辅助以便使左心室收缩的效率最大化。在本发明的一个实施例中，信号处理电路23将从患有左侧心力衰竭的患者处接收皮下ECG波形信号信息。信号处理电路23将分析所述信号信息并且确定R波何时出现或者将在何时出现。在检测到波群的出现或即将出现时，信号处理电路23将通过泵驱动电路6指示电动机4进行操作，以便驱动泵2与患者自己的心室收缩同步。
信号处理电路23可以基于对患者的R波的历史定时设定泵在每个心动周期期间以最大速度操作的时长DI(图4B)。可替代地，可以将DI设定为占心动周期时间TC的固定比例。在又另一个变体中，信号处理电路23被安排成使得可以由内科医生选择DI或者用于设定DI的例程。通常，DI被选择为使得泵2在大部分或整个心室收缩期间以最大速度进行操作。
泵2的最大速度或DI可以是固定值，或者可以由信号处理电路23根据指示患者当前状态的感测数据进行设定。例如，最大速度可以随着如通过来自电极的皮下ECG信号确定的或者如基于来自生理状况传感器43(图2)、心脏需求参数传感器45或其某种组合的读数确定的心率而增大。因此，最大速度可以根据患者是睡着的、醒着的和/或正在锻炼而变化。最小速度通常为非零速度，使得泵2连续运行但在每个周期期间加速和减速。例如，一些旋转叶轮泵利用流体动力轴承来维持泵转子不与周围的泵壳体相接触，使得泵在对转子和壳体具有零磨损的情况下操作。这些流体动力轴承在转子速度降到最小泵操作速度以下时变得无效。在泵2结合了这种轴承时，将信号处理电路23所设定的最小速度令人期望地设定为等于或高于最小泵操作速度。最小速度还可以根据感测数据而变化。
曲线208(图4B)将速度变化的一个示例描绘为从最小值到最大值的逐步斜升、之后是以最大值进行操作、之后是斜降到最小值以及以最小值进行操作。然而，速度变化模式可以更加复杂，其中，速度在整个周期内不断变化。然而，这里同样地，速度变化模式以上文中所描述的方式与患者的固有心动周期同步。
VAD继续在以上所述的正常窦性心律模式下操作，同时信号处理电路23不断执行搏动检测102(图3)。只要患者保持处于正常窦性心律，正常窦性心律模式118操作就继续。然而，如果检测到缺血状况，则程序转到步骤114，在所述步骤中，信号处理电路23致动泵驱动电路6以在本文中被称为缺血模式112的模式下操作泵2。在一种安排中，缺血模式114是恒定速度模式，在所述恒定速度模式下，泵2以恒定速度运行并且泵速度在心动周期期间不发生变化。在缺血恒定速度模式下，信号处理电路23致动泵驱动电路6以恒定频率向泵2的电动机4供电，使得泵2以恒定速度进行操作。此速度令人期望地小于搏动操作期间所使用的最大速度。当泵速度在心动周期期间基本上恒定时，信号处理电路23可以根据生理传感器43所检测到的状况来更改恒定速度。
在另一种安排中，缺血模式114或者心肌梗塞模式119可以是泵速度的变化与窦性搏动同步的搏动模式。信号处理电路23可以被编程为包括用于响应于检测到缺血状况或者心肌梗塞状况且根据如代谢需求等状况来选择搏动模式(同步或异步)或恒定速度模式的算法。
当VAD处于缺血模式114时，信号处理电路23持续执行搏动检测例程102和ST段测量例程106。如果例程106检测到返回到正常窦性心律(指示缺血状况已经过去)，则正常窦性心律模式118在处理器模块18指示泵驱动器6时得以恢复。在像VAD的长期植入的情况下，正常窦性心律皮下ECG数据将被存储在存储器15中，并且可以被连续更新以反映基线波形和心律的细微变化。正常窦性律节波形的这种持续更新将由处理器13执行，并且更新后的波形将被存储在存储器15中。
在仍其他实施例中，可以将上文中所讨论的缺血检测和心肌梗塞检测以及响应应用到具有除了旋转泵之外的泵的VAD中。
虽然在上文中已将各个元件描述为在功能框图中所描绘的单独部件，但是这些元件可以彼此组合。相反地，被示出为上文中所讨论的功能框图中的单体元件的元件可以被分成单独的元件。同样地，以上参照本发明的不同实施例所描述的特征可以彼此组合。
尽管已经参考具体实施例描述了本文中的本发明，但是应当理解的是，这些实施例仅说明本发明的原理和应用。因此，应当理解的是，在不脱离如所附权利要求书所限定的本发明的精神和范围的情况下，可以对说明性实施例做出众多修改并且可以设计其他安排。

Claims (22)

1.一种血泵，包括：
旋转泵，被配置成可植入于对象体内并且与所述对象的心室和动脉流体连通以辅助从所述心室到所述动脉的血液流动；
至少一个泵驱动电路，用于向所述泵施加电力、控制所述泵的速度或两者；
至少一个传感器，用于在所述对象体内感测一个或多个电描记图(ECG)信号；
信号处理电路，与所述传感器和所述至少一个泵驱动电路通信，所述信号处理电路能操作以(i)接收皮下ECG信号，(ii)基于皮下心前电极信号确定心脏血流减少或缺血状况或心肌梗塞状况的存在或不存在，并且(iii)控制从所述至少一个泵驱动电路向所述泵供应的所述电力，以便控制所述泵的速度并且在不存在缺血状况或心肌梗塞状况的情况下在正常窦性心律模式下操作所述泵，并且(iv)在存在缺血状况或心肌梗塞状况的情况下在至少一种修改操作模式下操作所述泵。
2.如权利要求1所述的血泵，其中，所述泵是旋转叶轮泵。
3.如权利要求1所述的血泵，其中，所述信号处理电路能操作以响应于所述对象的状况而调整所述泵速度。
4.如权利要求3所述的血泵，其中，所述信号处理电路根据其从所述至少一个传感器处接收到的电生理信号调整所述变化速度。
5.如权利要求1所述的血泵，其中，所述信号处理电路能操作以控制向所述泵供应的电力，使得所述变化速度与所述对象的心动周期的P波具有基本上固定的相位关系。
6.如权利要求1所述的血泵，其中，所述信号处理电路能操作以控制向所述泵供应的电力，使得所述变化速度与所述对象的心动周期的R波具有基本上固定的相位关系。
7.如权利要求4所述的血泵，其中，所述电生理信号包括皮下ECG波形。
8.如权利要求7所述的血泵，其中，所述皮下ECG波形包括至少一个单极信号。
9.如权利要求7所述的血泵，其中，所述皮下ECG波形包括来自一对电极的至少一个双极信号。
10.如权利要求1所述的血泵，其中，所述电路能操作以检测缺血状况，并且所述至少一种修改操作模式包括不同于所述正常窦性心律模式的至少一种缺血模式。
11.如权利要求10所述的血泵，其中，所述至少一种缺血模式包括非搏动模式，使得所述泵以非搏动方式运行。
12.如权利要求10所述的血泵，其中，所述至少一种缺血模式包括不同于所述正常窦性心律模式的搏动模式。
13.如权利要求12所述的血泵，其中，所述至少一种搏动模式包括用于增大的心输出量的泵速度增大。
14.如权利要求10所述的血泵，其中，所述至少一种缺血模式包括搏动模式，其中，所述泵以与所述对象的所述心动周期不同步的搏动方式运行。
15.如权利要求1所述的血泵，其中，所述电路能操作以检测心肌梗塞状况，并且所述至少一种修改操作模式包括不同于所述正常窦性心律模式的至少一种心肌梗塞模式。
16.如权利要求15所述的血泵，其中，所述至少一种心肌梗塞模式包括非搏动模式，其中，所述泵以非搏动方式运行。
17.如权利要求15所述的血泵，其中，所述至少一种心肌梗塞模式包括不同于所述正常窦性心律模式的搏动模式。
18.如权利要求15所述的血泵，其中，所述至少一种心肌梗塞模式包括搏动模式，其中，所述泵以与所述对象的心动周期不同步的搏动模式运行。
19.如权利要求18所述的血泵，其中，所述至少一种搏动模式包括用于增大的心输出量的泵速度增大。
20.如权利要求1所述的血泵，其中，所述至少一种修改模式包括非搏动模式，并且其中，所述信号处理电路经由所述电动机驱动器能操作以控制向所述泵供应的电力以便在所述非搏动模式下基于所述对象的状况改变所述泵的速度。
21.如权利要求1所述的血泵，其中，至少一种修改模式包括响应于检测到的快速心律失常状况的室性快速心律失常模式。
22.如权利要求6所述的血泵，其中，所述变化速度与所述对象的心动周期的R波的所述基本上固定的相位关系与多个心动周期上的移动平均周期时间有关。
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