CN108601874A - 泵容量工作指数 - Google Patents

Abstract

一种估计可由植入患者体内的血泵执行的工作量的方法包括：针对患者的给定心动周期中的多个流速数据点中的每一个，计算表征在泵中被推动的血液的体积的第一坐标值和表征泵两端的压差的第二坐标值，每个流速数据点指示通过泵的血液的流速。确定由多个流速数据点的第一和第二坐标值所包围的面积，所确定的面积指示可由血泵执行的工作量。

Description

泵容量工作指数

技术领域

本发明涉及用于估计当心脏与植入式血泵并行运转时由患者的心脏正在执行的工作量、和/或可由与心脏并行运转的植入式血泵执行的工作量的方法和设备。

背景技术

用作机械血液循环支持设备或“MCSD”的植入式血泵包括泵送机构以用于移动血液。泵送机构可以是径流泵，诸如，由在美国佛罗里达州迈阿密湖的HeartWare公司制造的HVAD@泵。在美国专利No.8,512,013中进一步讨论了HVAD@泵，该专利的公开内容藉此以其整体并入本文。替代地，泵送机构可以是轴流泵，诸如，MVAD@泵(也由HeartWare公司制造，并且在美国专利No.7,972,122、8,007,254和8,419,609中描述了该泵，它们的公开内容也藉此以它们的整体被结合于此)、或适用于提供血管辅助的其他泵。在运转中，血泵从源(诸如患者心脏的右心室、左心室、右心房或左心房)吸取血液并将该血液推动到主动脉(诸如，患者的升主动脉或外周动脉)中。由于应用的性质，泵送机构必须是高度可靠的。患者舒适度也是重要的考虑。除了泵送机构，设备可包括用于泵送机构的控制器和驱动电子器件。控制器和驱动电子器件可从外部电源接收功率。该功率可用于以期望的速度驱动泵送机构的电机。

在一些情况下，血泵可仅为患者提供部分支持。在这种情况下，患者的心脏继续将血液从左心室通过主动脉瓣泵送到主动脉(或者，在右心室的情况下，通过肺动脉瓣泵送到肺动脉)，并且血泵进一步并行地辅助患者心脏的活动。当主动脉瓣打开或关闭时，虽然心脏仅在心脏收缩期间将血液泵送到主动脉中，但是血泵在心脏收缩和舒张期间均工作。因此，在包括心脏收缩和心脏舒张的给定时间段内，患者的心脏和血泵可各自对执行将血液泵送到患者的动脉的工作中的一些负责。

通常理解的是，增加血泵的速度会致使泵执行更多的工作。在一些情况下，通过允许泵与心脏配合地执行附加的工作，增加泵的速度可能对患者有益。然而，在其他情况下，泵可能已经正在以几乎没有或没有附加工作要被执行(例如，血液要从心室被泵送)的速度运转，在这种情况下，增加患者的心脏可能仅仅致使患者的心脏执行较少的工作，但不一定增加整体的执行工作。在一些情况下，增加血泵的电机速度可能给心脏的留下很少工作，以致在心脏收缩期间主动脉瓣不被强迫打开，由此使泵从部分辅助状态转变为完全辅助状态。由心脏执行的工作的这种变化可能是不想要的。因此，期望确定心脏和血泵中的每一个正在执行多少工作，使得可以进一步确定是否期望增加泵的电机速度。

通常，可以基于侵入性测量来确定由患者的心脏和血泵中的每一个执行的工作量。例如，可以使用基于导管的测量来评估心室工作。基于导管的测量可用于构建压力体积环(“PV环”)，其指示由患者的心脏执行的总的工作。图1是示例PV环的示图，示出了在单个心动周期的过程中存储在患者的左心室中的血液的体积(“LVV”水平轴，以微升进行测量)和由左心室施加的压力(“LVP”纵轴，以mmHg进行测量)。在图1的示例中，搏出功(“SW”)例示了由心脏所执行的工作量。潜在能量(“PE”)可以被认为是心脏未执行的工作量的指示，并且因此剩余给泵执行。

上述示例表明了针对心脏的“左”半部的基于导管的测量。可以采取类似的测量用于心脏的“右”半部(例如，右心室体积、右心室压力、肺压等)。

侵入性测量还可用于检测血泵从部分辅助状态转变为完全辅助状态的情况。例如，左心室压力(“LVP”)和主动脉压力(“AOP”)的基于导管的测量可用于标识在心脏收缩期间的主动脉瓣关闭。如果LVP和AOP测量在患者的心动周期过程期间(特别是在心脏收缩和心脏舒张之间转变期间)相互交叉，则该交叉指示主动脉瓣已打开，从而致使AOP和LVP相对相同(如与心脏舒张期间相比)。相比之下，如果LVP和AOP没有交叉，这指示主动脉瓣膜即使是在心脏收缩期间也没有打开，因为LVP保持低于AOP。然而，在已经植入血泵之后，特别是当患者在诊所或医院之外时，侵入性地监测患者的心脏和泵功能是不切实际的。

发明内容

本公开提供了用于确定由血泵正在执行的工作量的系统和方法，并且更具体地，提供了用于确定可用于血泵执行的附加工作量的系统和方法。本文描述的系统和方法对于部分辅助血泵以及对于完全辅助血泵是有益的，在部分辅助血泵中，该血泵仅部分地负责将血液泵送到患者的动脉，从而为由患者的心脏所执行的工作提供辅助；在完全辅助血泵中，从给定的心室泵送到其对应的动脉的所有血液都行进通过该泵。

可将工作表征为被施加到对象(在该情况下是血液)以将该对象移动给定距离的力的量。由于由心脏施加的压力等于力被施加的横截面积上的力，因此可将由心脏所执行(或将要执行)的工作表征为由心脏施加在血液上的压力乘以压力被施加的横截面积，进一步乘以血液被推动的距离。

除了由心脏执行的工作之外，可类似地表征心脏未执行的工作(并且从而可留给与其连接的泵来执行)。在这种工作的情况下，工作可被认为是泵的压力分量(component)(例如，泵两端的压差)乘以体积分量(例如，流动通过泵的血液的流速、其导数等)

可在患者的一个或多个心动周期的过程中估计、计算或以其他方式确定可用的泵工作。值得注意的是，在心动周期的过程中，泵的压力和/或体积分量不一定保持恒定。因此，在这种情形下，泵工作确定应考虑压力和体积分量的变化。本公开进一步提供了用于跟踪压力和体积分量的这些变化、并进一步将其集成到总体可用泵工作的确定中的方式。

由于在部分支持血泵中心脏和泵两者均执行工作，因此可由血泵执行的工作也可指示心脏正在执行多少工作。例如，如果泵正在执行相对大量的工作，从而留下相对少的可被执行的工作，则心脏也可能正在执行相对少量的工作。相反，如果泵正在执行相对少量的工作，从而留下较多的可被执行的工作，则心脏可能正在执行相对大量的工作。

在一个实施例中，估计可由植入患者体内的血泵执行的工作量的方法包括：针对患者的给定心动周期中的多个流速数据点中的每一个，计算表征在泵中被推动的血液的体积的第一坐标值和表征泵两端的压差的第二坐标值，每个流速数据点指示通过泵的血液的流速。确定由多个流速数据点的第一和第二坐标值包围的面积，所确定的面积指示可由血泵执行的工作量。

在该实施例的另一方面中，该方法进一步包括基于与移动平均流速交叉的确定的流速数据点来确定给定心动周期的起始时间，并基于与移动平均流速交叉的确定的流速数据点来确定给定心动周期的结束时间，给定心动周期中的多个流速数据点指示开始时间与结束时间之间的血液的流速。

在该实施例的另一方面中，确定起始和结束时间进一步基于以下项中的一项：识别出与移动平均流速交叉的具有负斜率的确定的流速数据点的连续实例；识别出与移动平均流速交叉的具有正斜率的确定的流速数据点的连续实例；并且识别出与移动平均流速交叉的确定的流速数据点的三个连续实例，三个连续实例中的第一个是起始时间，三个连续实例中的第三个是结束时间。

在该实施例的另一方面中，对于患者的给定心动周期中的流速数据点中的每一个，计算的第一坐标值是流速数据点的导数。

在该实施例的另一方面中，对于患者的给定心动周期中的流速数据点中的每一个，计算的第二坐标值是与流速数据点对应的压差。

在该实施例的另一方面中，该方法进一步包括确定血泵的旋转速度，其中至少部分地使用所确定的血泵的旋转速度来确定第二坐标值。

在该实施例的另一方面中，计算的第二坐标值是从参考曲线内插的，该参考曲线针对血泵的给定旋转速度将泵两端的压差和通过泵的流速进行关联。

在该实施例的另一方面中，基于流速的非侵入性估计来确定流速数据点。

在另一实施例中，对植入患者体内的部分支持血泵进行控制的方法包括：针对患者的给定心动周期中的多个流速数据点中的每一个，计算表征在泵中被推动的血液的体积的第一坐标值和表征泵两端的压差的第二坐标值，每个流速数据点指示通过泵的血液的流速。确定由多个流速数据点的第一和第二坐标值包围的面积，所确定的面积指示可由血泵执行的工作量。将确定的面积与指示维持部分支持的可用工作的最大可允许量的预定值进行比较。当确定的面积大于预定值时，增加血泵的电机的运转速度。

在该实施例的另一方面中，部分支持血泵是用于患者的左心室和右心室中的至少一个的部分支持心室辅助设备，并且其中预定值指示在心脏收缩期间患者的主动脉瓣和肺动脉瓣中的至少一个的关闭。

在又另一实施例中，对植入患者体内的血泵处的初期抽吸状况进行检测的方法包括：针对患者的给定心动周期中的多个流速数据点中的每一个，计算表征在泵中被推动的血液的体积的第一坐标值和表征泵两端的压差的第二坐标值，每个流速数据点指示通过泵的血液的流速。确定由多个流速数据点的第一和第二坐标值包围的面积，所确定的面积指示可由血泵执行的工作量。将确定的面积与指示用于使血液填充患者的心脏的可用工作的最大可允许量的预定值进行比较。当确定的面积小于预定值时，确定存在初期抽吸状况。

在该实施例的另一方面中，响应于确定存在初期抽吸状况，自动减小血泵的电机的运转速度。

在又另一实施例中，对植入患者体内的血泵中的阻塞进行检测的方法包括：在血泵的电机的第一速度处，针对患者的给定心动周期中的多个流速数据点中的每一个，计算表征在泵中被推动的血液的体积的第一坐标值和表征泵两端的压差的第二坐标值，每个流速数据点指示通过泵的血液的流速。确定由多个流速数据点的第一和第二坐标值包围的面积，所确定的面积指示可由血泵执行的工作量。将电动机的速度增加到第二速度。在第二速度处，针对患者的给定心动周期中的多个流速数据点中的每一个，计算表征在泵中被推动的血液的体积的第一坐标值和表征泵两端的压差的第二坐标值，每个流速数据点指示通过泵的血液的流速。确定由多个流速数据点的第一和第二坐标值包围的面积，所确定的面积指示可由血泵执行的工作量。

在该实施例的另一方面中，该方法进一步包括计算在第一速度处确定的面积与在第二速度处确定的面积之间的差值，较小的差值指示血泵中阻塞的较大可能性。

在该实施例的另一方面中，计算的零差值指示血泵中的完全阻塞。

在该实施例的另一方面中，该方法进一步包括确定在第一速度处确定的面积是否是大于和小于在第二速度处确定的面积中的至少一项，其中在第一速度处确定的面积小于在第二速度处确定的面积指示在血泵处的抽吸状况。

在该实施例的另一方面中，该方法进一步包括将确定的面积与指示最小可允许的心室负荷量的预定值进行比较，其中所确定的面积小于预定值指示存在所述不良状况。

在又另一实施例中，对植入患者体内的完全支持血泵转变到部分支持状态进行检测的方法包括减小血泵的运转速度。在减小的速度处，针对患者的给定心动周期中的多个流速数据点中的每一个，计算表征在泵中被推动的血液的体积的第一坐标值和表征泵两端的压差的第二坐标值，每个流速数据点指示通过泵的血液的流速。确定由多个流速数据点的第一和第二坐标值包围的面积，所确定的面积指示可由血泵执行的工作量。将确定的面积与指示血泵进入部分支持状态的可用工作的最小量的预定值进行比较。当计算的面积小于预定值时，进一步减小泵的运转速度，反复执行该方法直到计算的面积大于预定值。

在该实施例的另一方面中，该方法进一步包括在控制电路处，对完全支持血泵转变到部分支持状态进行检测。维持使血泵的运转处于部分支持状态达至少一个心动周期。在该至少一个心动周期之后，运转速度被增加到原始和默认运转速度中的至少一个。

在又另一实施例中，用于估计可由植入患者体内的血泵执行的工作量的控制电路包括流速确定电路，其被配置成反复确定流速数据点，每个流速数据点指示通过泵的血液的流速。包括体积确定电路，其被配置成针对患者的给定心动周期中的每个确定的流速数据点，计算表征由泵推动的血液的体积的第一坐标值。包括压头确定电路，其被配置成针对给定心动周期中的每个确定的流速数据点，计算表征由泵施加的压头的第二坐标值。包括泵工作确定电路，其被配置成计算由给定心动周期中的流速数据点的第一和第二坐标值包围的面积，所计算的面积指示可由血泵执行的工作量。

在该实施例的另一方面中，流速平均值跟踪电路被配置成跟踪确定的流速数据点的移动平均值，并且心动周期确定电路被配置成确定患者的给定心动周期的开始流速数据点和结束流速数据点，开始和结束流速数据点中的每一个对应于确定的流速数据点与移动平均值的交叉。

在该实施例的另一方面中，心动周期确定电路被配置成基于来自由以下各项组成的组中的至少一项来确定开始和结束流速数据点：识别出具有负斜率并与移动平均值交叉的确定的流速数据点的连续实例；识别出具有正斜率并与移动平均值交叉的确定的流速数据点的连续实例；以及识别出与移动平均值交叉的确定的流速数据点的三个连续实例，其中三个连续实例中的第一个对应于开始流速数据点，并且三个连续实例中的第三个对应于结束流速数据点。

在该实施例的另一方面中，针对患者的给定心动周期中的每个确定的流速数据点，体积确定电路被配置成使用流速数据点的导数来计算第一坐标值。

在该实施例的另一方面中，包括了用于确定血泵的旋转速度的速度确定电路，其中，针对给定心动周期中的每个确定的流速数据点，压头确定电路被配置成使用流速数据点和血泵的确定的转速来计算第二坐标值。

在该实施例的另一方面中，包括了存储器，该存储器被配置成存储包含针对给定的运转速度的泵的流速和压头之间的相关性的参考文件，其中压头确定电路可操作用于基于参考文件使用插值来确定第二坐标值。

在该实施例的另一方面中，泵包括具有轴的壳体、和设置在壳体内的转子，转子可绕轴旋转。

附图说明

在结合附图考虑时，通过参考以下详细说明，将更容易地理解本发明的更完整的理解以及其所伴随的优点和特征，其中：

图1是与患者的左心室相关联的压力体积环的示图；

图2是根据本公开的方面的示例血泵系统的分解透视图；

图3是根据本公开的方面的图2的血泵系统的示例控制电路的框图；

图4是根据本公开的方面的通过血泵的血液的流速随时间的图表；

图5是根据本公开的方面的血泵的体积测量和压力测量的图表；

图6是根据本公开的方面的作为流量的函数的压差的图形图；

图7是根据本公开的方面的用于确定泵容量工作指数的示例方法的流程图；

图8是根据本公开的方面的用于基于流速数据来标识单个心动周期的示例方法的流程图；

图9A是以2000RPM的速度运转的血泵的体积测量和压力测量的图表；

图9B是使用以2000RPM的速度运转的血泵的患者的左心室压力和主动脉压力的图表；

图10A是以2200RPM的速度运转的血泵的体积测量和压力测量的图表；

图10B是使用以2200RPM的速度运转的血泵的患者的左心室压力和主动脉压力的图表；

图11A是以2400RPM的速度运转的血泵的体积测量和压力测量的图表；

图11B是使用以2400RPM的速度运转的血泵的患者的左心室压力和主动脉压力的图表；

图12A是以2600RPM的速度运转的血泵的体积测量和压力测量的图表；

图12B是使用以2600RPM的速度运转的血泵的患者的左心室压力和主动脉压力的图表；

图13A是以2800RPM的速度运转的血泵的体积测量和压力测量的图表；

图13B是使用以2800RPM的速度运转的血泵的患者的左心室压力和主动脉压力的图表；

图14A是以3000RPM的速度运转的血泵的体积测量和压力测量的图表；以及

图14B是使用以3000RPM的速度运转的血泵的患者的左心室压力和主动脉压力的图表。

具体实施方式

现在参考各附图，其中相似的附图标记指代相似的元件，在图2中示出的是根据本发明的一个实施例的示例血泵系统100。根据该实施例的血泵系统100包括控制电路140(未示出)，控制电路140经由线缆馈件(feed)150被连接到离心血泵101。血泵101包括壳体105，壳体105包括互锁外壳，以在互锁外壳之间形成封闭的泵腔室103。血液通过适配用于顶端插入到人类或动物患者的心室中的轴向入口插管(cannula)107被供应到泵101。插管107被附连到壳体105或可与壳体105集成，并且与泵腔室103处于流体流动通信。血液以与入口插管107的纵轴基本上垂直的方向通过与入口插管107相对的出口113退出泵腔室103。

电机转子或泵叶轮122位于泵腔室103内。在运转中，从心室进入插管107的血液进入泵腔室103中，在泵腔室103处被旋转叶轮122啮合。从插管107进入泵腔室的血液从退出插管的轴向流被重定向成叶轮122在其内被淹没的径向流。尽管图1的示例泵101是径向流血泵，但是其他类型的泵(例如，轴流泵)类似地可应用于本公开。

泵的壳体105可包含电馈通连接器130用于功率和控制线缆将功率供应给泵的电机。携载多个线缆的线缆馈件150通过连接器130被连接到泵。在馈件150中的线缆可携载电功率和控制指令给泵101。

控制电路140监测并进一步控制泵101的运转。控制电路功能可至少部分地由通用处理器实现，如图3的示例实现中所示的。如所示的，使用处理器210、存储器220和接口260来实现示例控制电路201(其可用作图2的控制电路140)。存储器220存储可由处理器210访问的信息，包括可由处理器210执行的指令250。存储器还包括可由处理器210检索、操纵或存储的数据230。存储器可以是能够存储可由处理器访问的信息的任何类型，诸如，硬盘驱动器、存储卡、ROM、RAM、DVD、CD-ROM、可写存储器和只读存储器。处理器210可以是任何公知的处理器，诸如，市面上可购得的处理器。替代地，处理器可以是专用控制器，诸如，ASIC。

可由处理器210根据指令250检索、存储或修改数据230。数据还可以以任何计算机可读的格式(诸如，但不限于，二进制值、ASCII或统一码(Unicode))被格式化。此外，数据可包括足以标识相关信息的任何信息，诸如，数字、描述性文本、专用代码、指针、对存储在其他存储器(包括其他网络位置)中的数据的引用或由函数用来计算相关数据的信息。

控制电路140包括用于控制泵的运转的各个方面的硬件和软件。控制电路被耦合到泵，并且其可操作用于从泵收集数据230中的至少一些。例如，数据230可包括泵速度数据231，其指示泵的转子的旋转速度。泵数据230还可包括流速数据232，指示被推动通过泵(例如，退出泵)的血液的流速。如在共同拥有的公开的专利申请公开号2012/0245681、2014/0100413和2014/0357937以及待审的专利申请序列号14/950,467(它们的公开内容籍此通过引用以其整体结合于此)中更详细地解释的，可以使用用于估计血液流速的模型来获取流速数据232。在一个示例中，该模型部分地基于泵的转子的加速度以及可能基于患者的血液的粘度(例如，基于血细胞比容水平)来确定血液流速。使用这种模型导致估计具有约15Hz的动态范围。

在替代实施例中，数据230可包括进一步的信息以估计通过泵的血流量。例如，在离心泵中，运转电流和血流量之间的关系对于泵可以运转的电流的范围是单调的。因此，可以通过使用流量与电流的相关表来确定血流量估计。

类似地，在轴流泵中，可以使用一个或多个流量-电流表来至少部分地基于用于驱动泵的测量电流来估计血液流速。如在共同拥有的美国专利公开号2012/0245681中更详细地解释的，这种估计可进一步基于泵的给定转子速度、由由叶轮在转子的线圈上引起的反电动势(BEMF)、以及可能的患者的血液的粘度来确定。血流量的估计可进一步至少部分地基于泵的转子的加速度。流量估计具有约15Hz的动态范围。

此外，可采用不同的计算和参数来估计血液的流速。例如，可至少部分地基于泵的运转电流和血液的预定血细胞比容水平来算法地估计血液流速。

在其他示例中，可以基于指示流速的其他参数来收集流速数据。替代地，可使用直接测量(诸如，利用安装在泵内的超声波流量计)来收集流速数据。

数据230可进一步包括一个或多个HQ曲线233，其将流速“Q”与由泵施加的压差(或压差头)“H”进行关联。在本公开的情况下，HQ曲线233可指示针对退出泵的血液的给定流速由泵施加的预期压差。因为流速和压差之间的关系基于泵速度而变化，所以可以针对多个泵速度存储不同的HQ曲线233，优选地是泵运转的速度。如以下更详细解释的，HQ曲线233可用于基于测量的、估计的、计算的或以其他方式确定的流速数据233来确定泵两端的压差。

图6示出了示例的一组HQ曲线，该组HQ曲线绘制了针对泵的多个运转速度的在给定泵中作为流量的函数的压差。可在泵的开发期间预定这些曲线。如图6中所示的，针对给定泵的给定电机速度，曲线可将压差表示为流速的函数。因此，可基于确定的流速并且进一步基于当时的当前电机速度来确定泵两端的压差。通常，并且无论电机速度如何，压差与流速成反比，使得高流量产生较低压头并且低流量导致较高压头，尽管反比关系通常是非线性的。在图6的示例中，示出了针对给定的已知泵速度(“2”)的每分钟5升(LPM)(“1”)的流速与由泵施加的约75mmHg(“3”)的压头对应。

尽管图6的HQ曲线被示出为图表，但是被存储在存储器220中的“曲线”可以以不同的格式存储。例如，存储器220可存储查找表，该查找表将在给定泵速度处的给定流速与相应的压差进行关联。随后，针对在给定确定的泵速度处的给定确定的流速，可在表格中查找对应的压差。可基于使用近似、曲线拟合和/或其他技术而被存储在表格中的值来内插未存储在查找表中的流速值的对应压差。替代地，存储器220可存储等式，其中速度、流速和压差中的每一个是该等式的变量。随后，针对变量中的任意两个的给定值，可基于等式计算第三变量。

数据230还可以进一步包括泵容量工作指数(PCWI)值234。如本文中更详细解释的，PCWI值是表征对于给定的一个或多个心动周期可用于泵进行执行的工作量的值。将结合图4和图5更详细地解释PCWI值234，以及特别是它们是如何被计算的。在许多情况下，可由耦合到控制电路201的输出设备270来显示或以其他方式输出PCWI值。随后可由临床医生读取输出，临床医生进而可基于那些PCWI值234来确定是否调整血泵的运转。

可选地，如果控制电路201被编程为响应于计算的PCWI值234来控制泵的运转，则数据230可进一步包括预先存储的PCWI限值235。这些预先存储的预定限值可用于与计算的PCWI值进行比较，以便得出关于给定患者的健康的结论，并且可以是鉴于计算的PCWI值234而应该如何治疗患者的良好指标(例如，是否不希望增加患者的泵的电机速度)。PCWI限值235对于不同的泵和不同的患者可以是不同的，并且可以逐患者地预设。替代地，可针对所有类似的泵相同地设置限值235，从而设置标准或基线值以用于引导或以其他方式控制那些泵的运转。

被存储在存储器220中的指令240可包括一个或多个指令集或模块，以用于执行根据本公开的某些操作。一个这种模块可以是用于执行确定通过泵的血液的流速所需要的步骤的流量估计模块241。另一这种模块可以是心动周期确定模块242，以用于执行确定单个心动周期(或离散(discrete)数量的心动周期)的开始点和结束点所需要的步骤。进一步的这种模块可以是用于确定可用泵工作的体积分量的体积分量确定模块243，以及用于确定可用泵工作的压力分量的压力分量确定模块244。指令240还可包括泵工作确定模块255，以用于基于模块243和244的经确定的体积和压力分量来计算PCWI值234。以下更详细地描述了示例PCWI值计算。

控制电路201可以可选地包括将控制电路201连接到输出设备270的接口250。接口250可以是模拟接口(例如，音频接口)或数字接口，诸如，蓝牙。TCP/IP、wi-fi以及其他的。在适于被设置在患者体内的植入式结构中实现控制电路的情况中，接口250可包括用于通过患者的皮肤传输信号的已知的元件。输出设备270可以是扬声器、灯、通信终端(例如，计算机、手机)或任何其他类型的设备。

虽然图2功能上将处理器和存储器示作在同一框内，但应当理解，处理器和存储器可实际上包括可以被存储或可以不被存储在同一物理壳体内的多个处理器和存储器。存储器可包括信息可被存储于其上的一种或多种介质。优选地，保存指令的介质以非瞬态形式保持指令。指令和数据中的一些或所有可被存储在物理上远离处理器但仍然可由处理器访问的位置中。类似地，处理器可实际上包括可并行操作或可不并行操作的处理器的集合。

控制电路201的示例操作通过图4和图5的图形表示来示出。图4是通过血泵的血液的瞬时流速随时间的图表。图4中示出约95个流速数据点，其形成准正弦波(“波形”)。流速数据点中的每一个表示退出血泵的血液当时的即时流速。在该示例中，血泵与患者的心脏并行运转。在心脏收缩期间通过泵的流速增加，因为泵的入口暴露于心脏收缩时由心脏施加的压力。相反，在心脏舒张期间流速减小。因此，流速在心动周期的过程中变化，使得正弦曲线的整个周期对应于单个心动周期。

还在图4中示出的是形成另一准正弦波(“跟踪器”)的对应数量的平均流速数据点。如图4的示例中，平均流速数据点基于移动(running)平均值，其对预定数量的先前确定的流速数据点、或在预定时间窗口内先前收集的流速数据点进行平均。如图4中所示的，移动流速平均值也随时间变化，尽管不如当时的即时流速数据变化那么多。

如图4中所示的，单个心动周期可以在点“1”处开始(对应于数据点s37)，其中流速正在减小，并且刚刚下降到平均流速以下。这指示先前心动周期的心脏收缩结束和下一个心动周期的心脏舒张开始。点“2”(对应于数据点s41)指示流速开始增加但仍然小于平均流速的时间。在点“3”(对应于数据点s56)处，流速继续增加并且刚刚增加到平均流速以上，指示当前心动周期的心脏舒张的结束和心脏收缩的开始。在点“4”(对应于数据点s66)处，流速开始减小，但保持大于平均流速。最后，在点“5”(对应于数据点s74)处，流速继续减小并且下降到跟踪的平均流速以下，指示当前心动周期的心脏收缩的结束和下一个心动周期的心脏舒张的开始。以此方式，可认为点“1”和“5”标记单个心动周期的开始和结束。在其他示例中，心动周期可被认为在周期的不同阶段(例如，心脏舒张的结束、峰值流量、最小流量等)处“开始”和“结束”，只要开始和结束标记完整周期的类似阶段。点“2”到“4”可进一步用于跟踪周期的进展，使得很清楚已经完成了完整的周期。

图5是基于图4的波形的示例PCWI曲线的图表。图5中所示的数据点中的每一个对应于图4的波形的数据点(s37到s74)。每个数据点在图4中被示为沿着水平轴(体积分量)和垂直轴(压力分量)中的每一个被绘制，与常规地绘制压力-体积环的方式大致相同。在图4的示例中，体积分量是退出泵的血液的体积的二阶导数，即随时间通过泵的流速的一阶导数。换句话说，体积分量dQ/dt是图4的波形在给定数据点的时间处的斜率。并且，在图4的示例中，压力分量是在给定数据点的时间处的血泵两端的压差(或由泵施加的压头)。如以上解释的以及图6中所示的，可将压差和/或压头表示为针对给定泵的给定电机速度的流速的函数。

作为示例，图4示出了数据点s37和s74中的每一个具有减小的斜率和平均流速，对应于流速的负导数和中间范围(midrange)压差。类似地，数据点s41对应于最大流速，在该最大流速处，流量波形的斜率约为0，并且压差处于最小值处。数据点s56具有增加的斜率和平均流速，对应于流速的正导数和中间范围压差。并且数据点s66对应于最小流量，在该最小流量处，流量波形的斜率约为0，并且压差处于最大值处。

在图5的体积压力轴上绘制每个流速数据点有效地将流速数据点转换成PCWI数据点，在本文中也被称为PCWI坐标。可认为PCWI数据点包围图5的压力分量/体积分量坐标空间的面积。这在图5中通过以其对应的流速数据点的基于时间的顺序连接PCWI数据点以形成曲线来示出。在泵的正常运转下，可以预期曲线看起来差不多像图5中的曲线，具有循环增加和减少的流速导数，以及与流量导数的变化相差约90度的相位差的循环增加和减小的压差(从而形成封闭区域)。封闭空间的面积可通过任何用于估计、计算或以其他方式确定多边形的面积的常规手段来确定。

以上描述的示例系统(控制电路和/或处理器)可操作用于展示使用本文中描述的示例方法的操作如以上展示地来确定PCWI值。应当理解的是，不必以下面所描述的精确顺序来执行以下操作。相反，可以以不同的顺序或同时地处理各种操作。还应当理解的是，这些操作不必一次全部被执行。例如，一些操作可与其他操作分开地执行。此外，可加入或省略操作。

图7是用于确定PCWI值的例程700的流程图。例程700开始于710处，其中针对给定心动周期中的流速数据点中的每一个，确定第一坐标值。第一坐标值可以是由血泵推动的血液的体积的表征，诸如通过泵的血液的流速的导数(dQ/dt)。在720处，针对给定心动周期中的流速数据点中的每一个，还确定第二坐标值。第二坐标值可以是由泵施加的压力的表征，诸如泵两端的压差。第一和第二坐标值可以有效地将流速数据点映射到血泵的压力-体积坐标平面。因此，针对给定心动周期中的每个流速数据点重复710和720的坐标转换产生环或封闭空间，其有效地表示血泵的压力-体积环。在730处，计算封闭空间的面积。计算的面积是PCWI值。

图7的例程700可进一步涉及确定给定心动周期的起始点和结束点，使得图7的操作可以以给定心动周期的起始点开始并以其结束点结束。图8是用于确定心动周期的起始点和/或结束点的示例例程800的流程图。在810处，确定第一流速数据点。在820处，基于第一流速数据点更新流速移动平均值。在830处，将流速数据点与移动平均值进行比较以确定哪个更大。如果移动平均值更大，则操作返回到810，同时确定另一流速数据点，直到发现流速数据点大于移动平均值。如果发现流速数据点大于移动平均值，则在940处，确定下一个流速数据点，并且在850处，基于所述下一个流速数据点来更新移动平均值。在860处，将所述下一个流速数据点与更新的移动平均值进行比较以确定哪个更小。如果移动平均值小于流速数据点，则操作返回到840，同时确定另一流速数据点，直到发现流速数据点小于移动平均值。如果发现流速数据点小于移动平均值，指示具有负斜率的连续的流速数据点已经与移动平均值交叉，则已经标识出心动周期的开始或结束时间，并且因此对应于被发现小于移动平均值的第一流速数据点。操作可随后以图7的710(针对起始时间)或730(针对结束时间)恢复。

图8的示例例程800具体地展示了标识心动周期开始和结束(其中从心脏收缩转变到心脏舒张)的起始和结束时间。然而，可以采用类似的方法来标识其他心动周期的起始和结束时间。例如，可通过寻找从移动平均值以下到移动平均值以上的转变(换句话说，具有正斜率的连续的流速数据点与移动平均值交叉)，来标识心动周期开始和结束(其中从心脏舒张转变到心脏收缩)。进一步地举例，以峰值或最大流量开始和结束的心动周期可首先寻找流速的增加，然后是流速的减小。类似地，以最小流量开始和结束的心动周期可首先寻找流速的减小，然后是流速的增加。

可与在起始和结束时间相关联的针对与结束时间对应的流速数据点收集的流速数据点中的每一个计算并绘制第一和第二坐标。在这种情况下，结束时间流速数据点可大致等于起始时间流速数据点，使得通过将PCWI坐标点中的每一个彼此连接来闭合PCWI环。替代地，如果开始和结束流速数据点不是大致相等，并且PCWI环仍未完全闭合，则可基于近似来使环闭合。作为进一步的替代方案，可针对从起始时间的流速数据点到结束时间之前的一个数据点，计算并绘制第一和第二坐标，使得与那些流速数据点对应的PCWI坐标点连接成环。或者可针对从起始时间之后的一个数据点到结束时间的流速数据点，计算并绘制第一和第二坐标，使得与那些流速数据点对应的PCWI坐标点连接成环。

在一些情况下，可在不考虑流速数据点的斜率的情况下检测心动周期的开始和结束。例如，可标识与移动平均值交叉的连续流速数据点的第一实例。在这种情况下，交叉的第二实例可指示心动周期的中点，并且交叉的第三实例可指示心动周期的完成。替代地，如结合图4所描述的，可通过查找以下项中的每一个来标识心动周期：(i)在移动平均值以下发生的连续流速数据点之间的减小，(ii)移动平均值以下的增加，(iii)在移动平均值以上的增加，(iv)在移动平均值以上的减小，以及最后(v)在移动平均值以下的另一减小，以完成心动周期。

作为进一步的替代方案，可基于除流速数据之外的数据来确定心动周期的开始和结束。例如，EKG数据可用于标识心动周期，并且心动周期的开始和结束可以被定义为在周期内具有相同相位的连续心动周期的任何点。

而且，图8的示例(以及图4中)示出了如收集流速数据点一样频繁地更新移动平均值。然而，在其他示例中，可以以较低频率(例如，每隔一个流速数据点、每第三流速数据点、每第五流速数据点等)更新移动平均值，或者可以基于时钟而非收集的流速数据点的数量(例如，每十分之一秒，每四分之一秒等)来更新移动平均值。

以上描述的示例PCWI值特别有益，因为它们完全基于测量和确定，该测量和确定可以使用被结合到植入的血泵中的仪器以及被编程并被存储在与耦合到血泵并与血泵通信的电子器件中的算法和数据来非侵入地进行。

图9-14A和图9-14B展示了以上示例性PCWI示例的有效性，如被示成与侵入性测量相比较。图9A示出了在以2000RPM的速度运转的血泵的PCWI曲线(细线)之上叠加的压力体积环(粗线)。可使用基于导管的侵入性测量来导出压力-体积环，而PCWI曲线可仅从非侵入性测量导出。如图9A中所示，压力体积环包围相对大的面积，指示心脏正在执行相称的量的工作。与此同时，PCWI曲线具有约1510(对于mmHg*mL/秒²的单位)的相对大的面积，指示存在更多的可用于泵进行执行的工作。

图9B示出了使用图9A的血泵的患者的LVP(黑线)和AOP(灰线)的侵入性血液动力学测量。如图9B中所示，在2000RPM的运转速度下，LVP和AOP测量值相互交叉，指示在心脏收缩期间主动脉瓣膜是打开的。

图10A示出了在现在以2200RPM的速度运转的相同血泵的PCWI曲线(细线)之上叠加的另一压力体积环(粗线)。如图10A中所示，泵已经加速并且正在执行较多工作，留下较少的工作供心脏执行。与此同时，PCWI曲线也具有略微较小的面积，现在约为1350，指示泵已经担负了先前可用的工作中的一些，并且现在存在较少可用的工作。

图10B示出了使用图10A的血泵的患者的LVP(黑线)和AOP(灰线)的侵入性血液动力学测量。如图10B中所示，在2200RPM的运转速度下，LVP和AOP测量值仍相互交叉，指示在心脏收缩期间主动脉瓣膜是打开的。

图11A示出了在现在以2400RPM的速度运转的相同血泵的PCWI曲线(细线)之上叠加的又另一压力体积环(粗线)。如图11A中所示，压力体积环包围比图10A的压力体积环还更小的面积，因为泵已经进一步加速并且正在执行更多的工作，留下更少的工作供心脏执行。同样，PCWI曲线包围还更小的面积，现在约为982，指示泵已经再次担负了先前可用的工作中的一些，留下了更少的潜在工作。

图11B示出，在2400RPM的运转速度下，LVP和AOP测量值仍相互交叉，意味着在心脏收缩期间主动脉瓣膜仍是打开的。

在图12A中，血泵的运转速度已经增加到2600RPM，致使压力-体积环进一步收缩，并且进而致使PCWI曲线进一步收缩到约398的面积。值得注意的是，在图12B中，LVP和AOP不再相互交叉，指示该2600RPM，血泵已经担负了太多的工作，以致在心脏处没有剩下足够的工作以供心脏在心脏收缩期间迫使打开主动脉瓣并从左心室喷射血液。

图13A进一步展示了在2800RPM的运转速度处与压力-体积环的收缩相称的PCWI曲线的收缩。现在，PCWI曲线的面积仅约为77.5。如所预期的，在图13B中，在2800RPM处主动脉瓣关闭持续，如由LVP和AOP之间的一致差异所证明的。

图14A展示了在3000RPM的运转速度处与压力-体积环的收缩再次相称的PCWI曲线的更进一步的收缩。现在，PCWI曲线的面积仅约为5.06。如图14B中所示的，不仅主动脉瓣关闭持续，而且LVP和AOP在心动周期的过程中保持相对不变，因为在左心室、主动脉或泵中的任何一个处的流量或压力几乎没有变化。

在诸如图14A和图14B的情况下，任何的进一步增加运转速度几乎没有益处，因为实际上没有留下工作供血泵执行。即使在诸如图11A和图11B的情况下，其中增加血泵的运转速度可导致主动脉瓣关闭，也可能不期望增加运转速度。如果患者的心脏足够好以执行给定量的工作，则即使在主动脉瓣关闭之前的点处运转对于给定患者而言也可能是不期望的。因为PCWI值是表征由患者心脏执行的工作量、以及保留多少工作以供泵执行的有用方法，所以PCWI值也是表征针对给定患者的期望量的泵工作的限值的有用方法。

PCWI值可用于若干应用。例如，可将PCWI值可与设置限值的预定值进行比较。该限值可指示期望泵执行的最大工作量，或者维持泵的部分支持状态(例如，防止主动脉瓣关闭)的最大工作量。当PCWI值大于限值时，临床医生可确定增加泵的运转速度是安全的或甚至是期望的。然而，当PCWI值小于限值时，临床医生可确定增加运转速度是不期望的或甚至是不安全的。在这种情况下，如果患者向临床医生抱怨不舒服，临床医生可能乍一看是希望增加泵速度，但在检查患者的PCWI限值和泵的PCWI值之后，临床医生可确定患者出了别的问题(例如，心血管意外或其他不良心脏事件)，针对这种情况增加的泵速度可能对患者没有帮助，甚至可能伤害患者。换句话说，如果临床医生发现PCWI值已经超过指示患者心脏最小量的心室负荷的阈值限值，则临床医生可得出结论，必须评估患者以确定由患者心脏执行的工作减少的原因。因此，PCWI值可用于检测患者心脏处的主动脉瓣关闭和/或不良事件。

在一些情况下，可以在特定患者的基础上来设置预定限值。替代地，预定限值可以根据情况地变化，和/或可以是适用于多个患者的标准数字。

在一些情况下，预定限值可被存储在控制电路的存储器中(例如，PCWI限值235)并用于控制泵的运转。例如，可将给定的PCWI限值与当前PCWI值进行比较，并且如果PCWI值小于PCWI限值，则控制电路可激活警报和/或超控进一步增加泵的运转速度的任何尝试，或可减慢泵的速度。

PCWI值的另一应用可以是检测初期抽吸状况。具体地，非常低的PCWI值(例如，图13A和图14A中所示的那些)指示在泵处的dQ/dt几乎没有变化，压差也没有太大变化。这可进而指示患者心脏的心室没有充盈(fill)，并且心室上的抽吸即将来临。在指示这种状况的PCWI值被编程到控制电路中的那些情况下，控制电路可通过降低泵的运转速度来对这种计算的PCWI作出反应，使得允许心室有机会充盈。

PCWI值的另一应用可以是检测泵中的阻塞。例如，如果泵正以第一速度运转，具有对应的PCWI值，则将预期PCWI随着速度的对应增加而减小。然而，如果泵的运转速度增加且PCWI值保持不变，或者如果PCWI值仅改变了小于阈值量，则这可指示泵没有担负来自心脏的工作。这可能是由于泵中的阻塞。因此，PCWI值的缺乏变化至少指示泵中的阻塞的更大的可能性。

PCWI值的又另一应用可以是检测部分支持血泵中的抽吸状况。例如，如果泵正以第一速度运转，具有对应的PCWI值，则将预期PCWI随着速度的对应增加而减小。然而，在抽吸状况下，血液的流速在心脏舒张的开始处急剧下降至零，并且随后急剧增加，致使dQ/dt的短暂但大的变化，以及压差的短暂但大的变化。当泵在流量脉动性越来越低的状况下运转时，该短暂但大的变化可导致PCWI曲线包围比抽吸之前包围的更大的面积。因此，如果泵的运转速度增加并且PCWI值实际上增加(例如，增加了任何量、增加了阈值量)，则这可指示泵在患者的左心室处已经引起了抽吸状况。响应于该确定，可降低泵的运转速度

PWCI值的更进一步的应用可以是控制将完全辅助血泵暂时转变成部分辅助模式。在一些情况下，期望减慢完全辅助血泵的运转速度，使得患者的心脏在心脏收缩期间迫使打开主动脉瓣(或肺动脉瓣)。即使患者的心脏不是足够健康以可被依赖定期泵送血液，周期性地打开主动脉瓣可有益于防止瓣膜本身的失修(例如，钙化、凝血等)。如以上解释的，PCWI值可提供患者的心脏是否正在执行足够的工作以打开主动脉瓣膜的良好指示。因此，如果确定了对应于该工作量的PCWI值，则该值可用于确保致使主动脉瓣打开的泵减速，或者换句话说，其确保AOP/LVP交叉，而不必依赖侵入性测量。如果将PCWI值存储在泵控制电路的存储器中，则控制电路可提供泵的自动的、间歇减速(并且随后恢复先前的运转速度)，以便暂时打开患者的主动脉瓣。

以下的实施例进一步描述本发明的某些方面：

实施例1：

一种估计可由被植入动物体内的血泵执行的工作量的方法，该方法包括：

针对动物的给定心动周期中的多个流速数据点中的每一个，每个流速数据点指示通过泵的血液的流速，计算表征在泵中被推动的血液的体积的第一坐标值，和表征泵两端的压差的第二坐标值；计算由多个流速数据点的第一和第二坐标值所包围的面积，其中计算的面积指示可由血泵执行的工作量。

实施例2：

如实施例1中所述的方法，进一步包括：

基于与移动平均流速交叉的确定的流速数据点来确定所述给定心动周期的起始时间；以及

基于与移动平均流速交叉的确定的流速数据点来确定所述给定心动周期的结束时间；

其中所述给定心动周期中的多个流速数据点指示在起始时间和结束时间之间的血液流速。

实施例3：

如实施例2所述的方法，其中确定所述起始和结束时间进一步基于以下项中的一项：

标识与具有负斜率的移动平均流速交叉的确定的流速数据点的连续实例；

标识与具有正斜率的移动平均流速交叉的确定的流速数据点的连续实例；以及

标识与移动平均流速交叉的确定的流速数据点的三个连续实例，所述三个连续实例中的第一个是起始时间，以及所述三个连续实例中的第三个是结束时间。

实施例4：

如前述实施例中任一项所述的方法，其中针对动物的给定心动周期中的流速数据点中的每一个，计算的第一坐标值是流速数据点的导数。

实施例5：

如前述实施例中任一项所述的方法，其中针对动物的给定心动周期中的流速数据点中的每一个，计算的第二坐标值是与流速数据点对应的压差。

实施例6：

如实施例5所述的方法，进一步包括确定血泵的旋转速度，其中至少部分地使用确定的血泵的旋转速度来确定第二坐标值。

实施例7：

如实施例5和实施例6中任一项所述的方法，其中计算的第二坐标值是从参考曲线内插的，该参考曲线针对血泵的给定旋转速度将泵两端的压差和通过泵的流速进行关联。

实施例8：

如前述实施例中任一项所述的方法，其中基于流速的非侵入性估计来确定所述流速数据点。

实施例9：

一种控制被植入动物体内的部分支持血泵的方法，该方法包括：

估计可由如前述实施例中任一项所述的血泵执行的工作量；

将计算的面积与指示维持部分支持的可用工作的最大可允许量的预定值进行比较；以及

仅当计算的面积大于预定值时，增加血泵的电机的运转速度。

实施例10：

如实施例9所述的方法，其中部分支持血泵是用于动物的左心室或右心室中的一个的部分支持心室辅助设备，并且其中预定值指示在心脏收缩期间动物的主动脉瓣或肺动脉瓣的关闭。

实施例11：

一种检测被植入动物体内的血泵处的初期抽吸状况的方法，该方法包括：

如实施例1-8中任一项所述的估计可由血泵执行的工作量；

将计算的面积与指示用于使血液填充动物的心脏的可用工作的最大可允许量的预定值进行比较；以及

如果计算的面积小于预定值时，则确定初期抽吸状况的存在。

实施例12：

一种防止被植入动物体内的血泵处的初期抽吸状况的自动化方法，该方法包括：

如实施例11所述的检测初期抽吸状况；以及

响应于确定存在初期抽吸状况，自动减小血泵的电机的运转速度。

实施例13：

一种检测被植入动物体内的血泵中的阻塞的方法，该方法包括：

在血泵的电机的第一速度处，如实施例1-8中任一项所述的估计可由血泵执行的工作量；

将电机的速度增加到第二速度；

在第二速度处，如实施例1-8中任一项所述的估计可由血泵执行的工作量；以及

计算在第一速度处计算的面积与在第二速度处计算的面积之间的差值，其中较小的差值指示血泵中的阻塞的较大可能性。

实施例14：

如实施例13所述的方法，其中计算的零差值指示血泵中的完全阻塞。

实施例15：

一种检测被植入动物体内的部分支持血泵处的抽吸状况的方法，包括：

在血泵的电机的第一速度处，如实施例1-8中任一项所述的估计可由血泵执行的工作量；

将电机的速度增加到第二速度；

在第二速度处，如实施例1-8中任一项所述的估计可由血泵执行的工作量；以及

确定在第一速度处计算的面积是大于还是小于在第二速度处计算的面积，其中在第一速度处计算的面积小于在第二速度处的计算面积指示血泵处的抽吸状况。

实施例16：

一种基于被植入动物体内的部分支持血泵的性能评估来检测动物心脏不良状况的方法，该方法包括：

如实施例1-8中任一项所述的估计可由血泵执行的工作量；

将计算的面积与指示心室负荷的最小可允许量的预定值进行比较，其中计算的面积小于预定值指示所述不良状况的存在。

实施例17：

一种检测被植入动物体内的完全支持血泵转变到部分支持状态的方法，该方法包括：

减小血泵的运转速度；

在所述减小的速度处，如实施例1-8中任一项所述的，估计可由血泵执行的工作量；

将计算的面积与指示血泵进入部分支持状态的可用工作的最小量的预定值进行比较；以及

如果计算的面积小于预定值，则进一步减小泵的运转速度，

其中反复执行所述方法，直到计算的面积大于预定值。

实施例18：

一种控制被植入动物体内的完全支持血泵暂时转变到部分支持状态的自动化方法，该方法包括：

在控制电路处，如实施例17所述的检测完全支持血泵转变到部分支持状态；

维持血泵的运转处于部分支持状态达至少一个心动周期；以及

在所述至少一个心动周期之后，将运转速度增加到原始或默认运转速度。

实施例19：

一种用于估计可由被植入动物体内的血泵执行的工作量的控制电路，该控制电路包括：

流速确定电路，可操作用于反复确定流速数据点，每个流速数据点指示通过泵的血液的流速；

体积确定电路，可操作用于针对动物的给定心动周期中的每个确定的流速数据点，计算表征由泵推动的血液的体积的第一坐标值；

压头确定电路，可操作用于针对给定心动周期中的每个确定的流速数据点，计算表征由泵施加的压头的第二坐标值；以及

泵工作确定电路，可操作用于计算由给定心动周期中的流速数据点的第一和第二坐标值包围的面积，其中计算的面积指示可由血泵执行的工作量。

实施例20：

如实施例19所述的控制电路，进一步包括：

流速平均值跟踪电路，可操作用于跟踪所确定的流速数据点的移动平均值；以及

心动周期确定电路，可操作用于确定动物的所述给定心动周期的开始流速数据点和结束流速数据点，所述开始和结束流速数据点中的每一个与确定的流速数据点与移动平均值的交叉点对应。

实施例21：

如实施例20所述的控制电路，其中心动周期确定电路可操作用于基于以下项中的一项来确定所述开始和结束流速数据点：

识别出具有负斜率并与移动平均值交叉的确定的流速数据点的连续实例；

识别出具有正斜率并与移动平均值交叉的确定的流速数据点的连续实例；以及

识别出与移动平均值交叉的确定的流速数据点的三个连续实例，其中所述三个连续实例中的第一个对应于开始流速数据点，并且所述三个连续实例中的第三个对应于结束流速数据点。

实施例22：

如实施例19-21中任一项所述的控制电路，其中，针对动物的给定心动周期中的每个确定的流速数据点，体积确定电路可操作用于使用流速数据点的导数来计算第一坐标值。

实施例23：

如实施例19-22中任一项所述的控制电路，进一步包括用于确定血泵的旋转速度的速度确定电路，其中，针对给定心动周期中的每个确定的流速数据点，压头确定电路可操作用于使用流速数据点和血泵的确定的转速来计算第二坐标值。

实施例24：

如实施例23所述的控制电路，进一步包括存储器，其可操作用于存储包含针对给定的运转速度的流速和泵的压头之间的相关性的参考文件，其中压头确定电路可操作用于基于参考文件使用插值来确定第二坐标值。

实施例25：

一种植入式血泵系统，包括如实施例19-24中任一项所述的控制电路和泵，该泵包括具有轴的壳体、以及设置在壳体内的转子，转子可绕该轴旋转。

实施例26：

一种执行对由具有植入的血泵的患者的原生心脏所执行的工作量的自动化估计的方法，其中由通信地耦合到血泵的控制电路执行该估计，并且由控制电路基于泵数据来估计工作量。

实施例27：

如实施例26所述的方法，其中泵数据包括通过血泵的血液流速。

实施例28：

如实施例26或实施例27中任一项所述的方法，其中在没有侵入性测量的情况下估计工作量。

实施例29：

如实施例26-28中任一项所述的方法，进一步包括控制电路，其响应于估计的工作量来调节血泵的运转速度。

实施例30：

一种控制电路，包括：

处理器；以及

存储器，用于存储用于由处理器执行的指令，所述指令包括用于执行如实施例25-29中任一项所述的对由患者的原生心脏执行的工作量的自动化估计的指令。

尽管已经参照特定实施例描述了本文中的发明，但应理解的是，这些实施例仅仅是对本发明的原理和应用的说明。因此，应当理解的是，在不脱离如所附段落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 (7)

1.一种用于估计可由被植入患者体内的血泵执行的工作量的控制电路，包括：

流速确定电路，其被配置成反复确定流速数据点，每个流速数据点指示通过所述泵的血液的流速；

体积确定电路，其被配置成针对所述患者的给定心动周期中的每个确定的流速数据点，计算表征由所述泵推动的血液的体积的第一坐标值；

压头确定电路，其被配置成针对所述给定心动周期中的每个确定的流速数据点，计算表征由所述泵施加的压头的第二坐标值；以及

泵工作确定电路，其被配置成计算由所述给定心动周期中的所述流速数据点的所述第一和第二坐标值包围的面积，所计算的面积指示可由所述血泵执行的工作量。

2.如权利要求1所述的控制电路，进一步包括：

流速平均值跟踪电路，其被配置成跟踪所述确定的流速数据点的移动平均值；以及

心动周期确定电路，其被配置成确定所述患者的所述给定心动周期的开始流速数据点和结束流速数据点，所述开始和结束流速数据点中的每一个与所述确定的流速数据点与所述移动平均值的交叉点对应。

3.如权利要求2所述的控制电路，其特征在于，所述心动周期确定电路被配置成基于来自由以下各项组成的组中的至少一项来确定所述开始和结束流速数据点：

识别出具有负斜率并与所述移动平均值交叉的所述确定的流速数据点的连续实例；

识别出具有正斜率并与所述移动平均值交叉的所述确定的流速数据点的连续实例；以及

识别出与所述移动平均值交叉的所述确定的流速数据点的三个连续实例，其中所述三个连续实例中的第一个对应于所述开始流速数据点，并且所述三个连续实例中的第三个对应于所述结束流速数据点。

4.如权利要求1-3中任一项所述的控制电路，其特征在于，针对所述患者的给定心动周期中的每个确定的流速数据点，所述体积确定电路被配置成使用所述流速数据点的导数来计算所述第一坐标值。

5.如权利要求1-4中任一项所述的控制电路，进一步包括用于确定所述血泵的旋转速度的速度确定电路，其中，针对所述给定心动周期中的每个确定的流速数据点，所述压头确定电路被配置成使用所述流速数据点和所述血泵的确定的旋转速度来计算所述第二坐标值。

6.如权利要求1-5中任一项所述的控制电路，进一步包括存储器，所述存储器被配置成存储包含针对给定的运转速度的所述泵的流速和压头之间的相关性的参考文件，其中所述压头确定电路可操作用于基于所述参考文件使用插值来确定所述第二坐标值。

7.如权利要求1-6中任一项所述的控制电路，其特征在于，所述泵包括具有轴的壳体、和设置在所述壳体内的转子，所述转子可绕所述轴旋转。