CN109789254A - 心脏事件的生理响应vad - Google Patents

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Abstract

一种心室辅助系统，包括植入式旋转泵、用于对泵供电的泵驱动电路、以及接收对象的一个或多个电生理信号和一个或多个生理信号的信号处理电路。信号处理电路能操作以接收来自一个或多个电生理传感器和生理传感器的输入，并且基于来自电生理传感器的输入来判定是否存在非正常窦性心律状况。在存在非正常窦性心律的情况下，所述电路使泵以修正的操作模式进行操作。在不存在非正常窦性心律的情况下，所述电路使泵以正常操作模式进行操作。在任一情况下，所述电路基于来自所述生理传感器的输入和所述操作模式来对给所述泵的功率和/或所述泵的速度进行控制。

Description

心脏事件的生理响应VAD
技术领域
本发明涉及用于操作心室辅助设备(VAD)的系统和方法。
背景技术
VAD是用于辅助诸如人类患者的哺乳类对象的心脏的设备。典型的VAD包括植入对象的身体中的泵。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。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。泵可以是具有叶轮的微型旋转叶轮泵，所述叶轮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。而电动机典型地由诸如蓄电池的植入式电源和/或外部电源供电，所述植入式电源和/或外部电源具有用于从外部AC电源为电池充电的安排。VAD典型地包括控制系统，所述控制系统控制电源的操作以便按所设定的旋转速度驱动叶轮并且因此提供恒定的泵送作用。
VAD可以用于辅助患有心脏泵送能力受损状况的对象的心脏。这种辅助可以永久地或者在对象等待合适的心脏移植时提供。在其他情况下，VAD所提供的辅助允许心脏治愈。
发明内容
在本发明的一个实施例中，一种用于对可操作地耦合到植入式旋转泵的泵驱动器的操作进行控制的信号处理电路被配置成从一个或多个电生理传感器和生理传感器接收输入。基于来自所述一个或多个电生理传感器的输入来确定由患者存在非正常窦性心律状况和不存在非正常窦性心律状况组成的组中的至少一个。当确定存在非正常窦性节律时，所述电路被配置成指示所述泵驱动器以修正的(modified)操作模式进行操作、并且基于来自所述生理传感器的输入和所述修正的操作模式来对由给所述泵驱动器的功率和所述泵的速度组成的组中的至少一个进行控制。当确定不存在非正常窦性节律时，所述控制电路被配置成指示所述泵驱动器以正常操作模式进行操作、并且基于来自所述生理传感器的输入来对由给所述泵驱动器的功率和所述泵的速度组成的组中的至少一个进行控制。
在本实施例的另一方面，所述信号处理电路进一步被配置成控制供应给所述泵的功率以控制所述泵速度，并且其中，所述泵速度与所述电生理信号具有基本上固定的相位关系。
在本实施例的另一方面，所述泵速度与由所述患者的心动周期的P波、Q波、R波、S波、以及T波组成的组中的一个具有基本上固定的相位关系。
在本实施例的另一方面，所述泵速度与所述患者的心动周期的R波具有基本上固定的相位关系，并且所述R波是基于在多个心动周期上平均的移动平均周期时间来确定的。
在本实施例的另一方面，从所述一个或多个电生理传感器接收到的输入包括右心房电描记图、右心室电描记图和左心室电描记图、以及皮下ECG波形中的一个或多个。
在本实施例的另一方面，所述右心房电描记图、右心室电描记图和左心室电描记图、以及皮下ECG波形中的一个或多个包括源自单极信号的至少一个波形。
在本实施例的另一方面，所述右心房电描记图、右心室电描记图和左心室电描记图、以及皮下ECG波形中的一个或多个包括源自双极信号的至少一个波形。
在本实施例的另一方面，来自所述生理传感器的输入是左心房压力的测量结果。
在本实施例的另一方面，所述信号处理电路进一步被配置成：判定所述左心房压力的测量结果是否为由高于预定范围、低于预定范围、以及在预定范围内组成的组中的一个；并且如果所述左心房压力的测量结果高于所述预定范围，则控制由所述泵的速度和占空比组成的组中的一个增大；并且如果所述左心房压力的测量结果低于所述预定范围，则控制由所述泵的速度和占空比组成的组中的一个减小。
在另一实施例中，一种心室辅助系统包括旋转泵，所述旋转泵被配置成植入式具有心脏的患者内，所述旋转泵与患者的心脏和体循环处于流体连通以辅助血液从心脏流到体循环。包括了用于对泵供电并控制所述泵的速度的泵驱动电路。包括了用于对可操作地耦合到植入式旋转泵的泵驱动器的操作进行控制的信号处理电路，所述信号处理电路被配置成从一个或多个电生理传感器和生理传感器接收输入。基于来自所述一个或多个电生理传感器的输入来确定由患者存在非正常窦性心律状况和不存在非正常窦性心律状况组成的组中的至少一个。当确定存在非正常窦性节律时，所述电路被配置成指示所述泵驱动器以修正的操作模式进行操作、并且基于来自所述生理传感器的输入和所述修正的操作模式来对由给所述泵驱动器的功率和所述泵的速度组成的组中的至少一个进行控制。当确定不存在非正常窦性节律时，所述控制电路被配置成指示所述泵驱动器以正常操作模式进行操作、并且基于来自所述生理传感器的输入来对由给所述泵驱动器的功率和所述泵的速度组成的组中的至少一个进行控制。
在本实施例的另一方面，所述系统进一步包括用于感测患者的一个或多个电生理信号的一个或多个电生理传感器；以及用于感测心脏的生理特性的生理传感器。
在本实施例的另一方面，所述一个或多个电生理传感器包括由一个或多个电描记图和皮下心电图传感器组成的组中的至少一个。
在本实施例的另一方面，所述生理传感器包括一个或多个压力换能器。
在又一个实施例中，一种用于对植入式旋转泵的操作进行控制的信号处理电路包括：输入模块，用于从一个或多个电生理传感器接收患者的一个或多个电生理信号；以及处理器，用于处理所接收到的电生理信号。所述处理器被配置成基于所述一个或多个电生理信号来确定由存在快速心律失常状况和不存在快速心律失常状况组成的组中的一个，并且在存在快速心律失常状况的情况下控制所述泵以快速心律失常模式进行操作。所述处理器进一步被配置成基于所述一个或多个电生理信号来确定由存在心动过缓状况和不存在心动过缓状况组成的组中的一个，并且在存在心动过缓状况的情况下控制所述泵以心动过缓模式进行操作。所述处理器进一步被配置成基于所述一个或多个电生理信号来确定由存在心脏血流减少状况和不存在心脏血流减少状况组成的组中的一个，并且在存在快速心律失常状况的情况下控制所述泵以心脏血流减少模式进行操作。
在本实施例的另一方面，所述快速心律失常状况是由室性快速心律失常和房性快速心律失常组成的组中的一个。
在本实施例的另一方面，所述心脏血流减少状况是由缺血状况和心肌梗塞状况组成的组中的一个。
在本实施例的另一方面，所述处理器被配置成基于所述一个或多个电生理信号来判定是否以由非脉动模式和脉动模式组成的组中的一个进行操作，其中所述非脉动模式和脉动模式控制所述泵分别以由非脉动方式或脉动方式组成的组中的一个运行。
在本实施例的另一方面，在所述非脉动模式下，所述信号处理电路基于患者的非正常窦性心律状况来控制供应给泵的功率并改变泵速度。
在本实施例的另一方面，在所述脉动模式下，所述信号处理电路控制增大泵速度以增加心输出量，并且基于所述一个或多个电生理信号来判定是否以由与患者的心动周期同步地和异步地组成的组中的一个进行操作。
在本实施例的另一方面，在所述脉动模式中，所述信号处理电路基于所述一个或多个电生理信号来判定是否以由共脉动模式和反脉动模式组成的组中的一个进行操作。
附图说明
当结合附图考虑时，通过参考以下详细说明，将更容易更全面理解本发明及其伴随优点和特征，其中：
图1是根据本公开的一个方面的具有VAD的心室辅助系统的功能框图；
图2是描绘了图1的系统的一部分的示意图；
图3是根据本公开的一个方面的导联和皮下电极植入的视图；
图4是根据本公开的一个方面的控制电路的框图；
图5A和图5B是根据本公开的一个方面的在VAD的操作中出现的某些信号和变量的图表；
图6是描绘了根据本公开的一个方面的VAD的操作模式确定的流程图；
图7是描绘了根据本公开的一个方面的基于心律确定的VAD控制的流程图；
图8是描绘了根据本公开的另一方面的基于左心房压力(LAP)确定的VAD控制的流程图；
图9是描绘了根据本公开的另一方面的基于LAP和心律确定的VAD控制的流程图；
图10是描绘了根据本公开的另一方面的基于LAP和心律确定的VAD控制的另一流程图；并且
图11是根据本公开的一个方面的用于控制VAD的操作的多输入多输出系统。
具体实施方式
现在参考附图，其中相似的附图标记指代相似的元件，图1中示出了根据本发明原理构造的并总体上标记为“100”的植入式血泵系统100。血泵系统100可以包括诸如旋转泵110的VAD，所述旋转泵结合了植入式在患者身体B内的电动机112。术语“旋转泵”在本文中是指结合了安装在壳体中用于旋转的泵送元件的泵。
泵110可以是具有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的流体。尽管在图1中为了说明清楚，泵110和电动机112被描绘成单独的部件，但是在实践中，这些部件可以彼此紧密地集成。例如，泵110的叶轮可以充当电动机112的转子。
电动机112是被安排成借助于诸如梯形换向的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110的叶轮的多相无刷直流永磁马达。这些部件被安排成使得泵110可以被植入在诸如人类患者的哺乳类对象的身体内，其中，入口116与心脏的诸如左心室的心室处于流体连通，并且其中，出口118与诸如主动脉的动脉处于流体连通。例如，泵110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110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以及美国专利公开号20090112312中对示例性植入式泵进行了详细描述。共同转让的这些专利和公开专利申请通过援引结合在此。
系统100还可以包括泵驱动电路120。泵驱动电路120可以包括用于一个或多个输出连接和一个或多个输入连接的端口、蓄电电池、以及用于控制电动机的电动机驱动器。电动机驱动器可以包括响应于施加在控制输入端处的控制信号的半导体开关元件，使得供应给电动机112的电流可以得到控制。诸如电缆的输出连接可以将泵驱动电路120连接至泵110的电动机112，使得电动机驱动器可以驱动电动机112并且因此操作泵110。在图1的示例中，泵驱动电路120安装在患者的身体B外部并且通过穿透患者皮肤的一个或多个导体而可操作地连接至电动机112。在其他安排中，泵驱动电路可以植入患者的身体内、并且可以使用电感耦合或穿透皮肤的导体而连接至外部电源，使得泵驱动电路与电动机之间的连接不需要穿透患者的皮肤。
系统100还可以包括信号处理电路130。在图1的示例中，信号处理电路130连接至泵驱动电路120以控制泵驱动电路120的操作，并且由此控制泵110的操作。信号处理电路130还连接至一个或多个传感器140以接收来自传感器的输入，使得泵的操作进而可以基于传感器数据。
在图1的示例中，信号处理电路130既包括植入患者身体B内部的内部模块131，又包括安装在患者身体B外部的外部模块132。模块131和132可以通过诸如图1中示出的射频遥测发射/接收单元133和134的合适的信号发射安排而彼此相连接，使得信号和数据可以在所述模块之间互换。模块131和132可以包括传统的数据处理元件，如一个或多个控制电路135和136。这些控制电路135和136之间的硬件元件和软件功能的分布可以变化。在一种极端情况下，执行本文所描述的监测和控制方法所需的所有数据处理都可以由外部模块132的控制电路136执行，而内部模块131基本上用作用于将数据和信号从电动机110中继至外部模块132或反之亦然的管道。在另一种极端情况下，所有数据处理都可以由内部模块131的控制电路135执行，而外部模块基本上用作用于将数据和信号从内部模块131中继至泵驱动电路120的管道。在这样的示例中，如果泵驱动电路被植入患者的身体内，则可以完全省去外部模块132。除了上述极端示例之外，给与内部模块131和外部模块132在彼此之间中继数据和信号的能力，本领域技术人员能够规定由一个模块的控制电路系统执行一些数据处理，而其余的数据处理由另一个模块的控制电路系统执行。
内部模块131可以被连接以从泵驱动电路120供应给电动机112的交流电中接收电力。操作内部模块131的电路系统所需的电力典型地比驱动电动机112所需的电力小约3个数量级。在内部模块131在物理上位于泵110附近、例如物理地联接至泵的壳体和/或容纳在其中的情况下，这种安排是特别有用的。在信号处理电路130的内部模块131在物理上位于泵110附近的此类情况下，可能期望的是，在泵电动机112的线圈与内部(植入)模块131的电路系统之间提供磁屏蔽。在其他安排中，内部模块131可以与泵110分开地定位。在这样的安排中，信号处理电路130可以从诸如一次电池或可充电电池的内部电池(未示出)接收电力。
系统100的传感器140可以包括用于监测泵110的运行状况和/或患者的生理状况的一个或多个传感器。关于泵110，一个或多个传感器可以指示电动机参数142，如电动机速度或角位置(相位)。例如，能操作以检测电动机112的定子线圈中的电压或电流的反电动势(“反EMF”或“BEMF”)检测器可以提供电动机速度或负载的测量结果。在一些实例中，可以包括其他传感器以指示泵操作参数144，如离开泵的血液的流率(flow rate)、和/或泵两端的压力差。在其他实例中，控制电路135和/或136可以被编程为基于泵的诸如电动机电流和/或BEMF的其他参数来确定这些特征。美国专利公开号2012/0245681、20140100413、20140357937中详细描述了基于BEMF的流率和压力确定的示例。共同转让的这些专利和公开专利申请通过援引结合在此。
所述一个或多个传感器还可以指示生理参数146，包括但不限于：氧浓度、血管或腔室内的压力、温度、以及与心脏需求相关的参数(例如，心率、每搏输出量)。例如，传感器可以包括被安排成提供指示左心房压力(LAP)的信号的压力传感器。LAP是用于心脏的Starling控制的基础的输入参数。随着LAP增大，心输出量也会增大。因此，监测LAP可以用来判定是应增大还是减少心输出量(由此以及泵流量)。此信息可以用于确定改变泵速度和/或占空比的最佳治疗响应。
图2展示了各种传感器数据到信号处理电路130的内部模块131的示例性输入200。传感器数据可以通过诸如模数转换器220和缓冲器存储器230的适当的信号调节元件来馈送到信号处理电路130的内部模块131中。
如图2所示，传感器数据可以包括由经静脉植入的电极感测到的数据，所述电极可以提供电描记图数据。一些电描记图数据可以包括从双极电极对提供的数据，所述双极电极对诸如：相应地与患者的右心房(RA)、右心室(RV)和左心室(LV)相连接的电极对RA+/RA-、RV+/RV-和LV-/LV+。可以从ECG信号接收其他数据。术语ECG是指从心脏感测到的电生理信号，所述电生理信号可以从植入电极或患者的外部皮肤表面上的电极接收到。ECG信号可以是由连接至患者身体中的各个心前(或胸部)位置的心前电极感测到的皮下ECG(sECG)信号E1、E2、E3和E4。图3中示出了患者身体内心前电极E1、E2、E3和E4(分别标记为30、32、34和36)可以连接至的相应位置的示例，类似于12导联体表ECG符号V1，V2，V3，V4和V5。还可以使用ECG体表电极来对控制系统提供电生理数据，如在12导联ECG电极配置中。
传感器数据可以进一步由可连接至远离心脏的位置的接地电极或远程阳极补充。此电极可以提供接地参考，用于与源自单极电极(例如，图2中所示的心前电极)的那些信号一起使用。例如，所述阳极可以是远场远程阳极，例如当从泵110远程植入时植入电子器件22的导电钛壳体，如图3所示。
传感器数据可以进一步包括从生理传感器和心脏需求传感器(用于收集结合图1描述的生理参数146)接收到的数据。
没有必要提供图2中所示出的所有心脏电极。例如，在将双极信号用于系统控制的情况下，可以任选地省去单极电极。
(多个)控制电路135和/或136(或更一般地，信号处理电路130)可以被配置成接收、分析和处理传感器数据，并且基于此分析来确定患者的生理状况。信号处理可以涉及：确定患者的心动周期的相位；感测患者的固有心率；确定患者的代谢需求；检测心律失常的存在；以及在缺血状况或(在更显著减少期间)心肌梗塞状况期间检测到心脏的血流的减少。信号处理电路130可以进一步通过控制泵110来响应于处理后的信号数据，例如通过设定泵110的适当的操作模式和/或速度。信号处理电路130还可以控制到泵110的电动机驱动信号的频率。
图4是根据本公开的一个方面的示例性信号处理电路401的功能框图400。如以上所解释的，结合图4描述的功能可以包括在内部控制电路135中、外部控制电路136中、或者分布在它们之间。另外，两个控制电路中均可以包括某些功能。
信号处理电路401可以包括处理器410。处理器410可以是执行一个或多个操作的硬件。仅举例而言，耦合到算术逻辑单元(ALU)(未示出)和存储器420的一个或多个控制单元(未示出)可以指导信号处理电路401以特定的时钟频率执行存储器420中所存储的程序指令440。处理器410可以是诸如中央处理单元(CPU)的任何标准处理器、诸如专用集成电路(ASIC)的专用处理器、微控制器、定制集成电路(IC)、或现场可编程门阵列(FPGA)。虽然示出了一个处理器块，但是信号处理电路401还可以包括可以并行操作或可以不并行操作的多个处理器。
存储器420存储可由处理器410访问的信息，包括供处理器410执行的指令440以及由处理器410检索、操纵或存储的数据430。存储器420可以是能够存储可由处理器访问的信息的任何类型，例如硬盘驱动器、ROM、RAM、闪存(EEPROM)、CD-ROM、可写式、只读式等。
可以由处理器410检索、存储或修改数据430。尽管本公开的数据不受任何特定数据结构的限制，但是数据430可以存储在计算机寄存器中、存储在关系数据库中作为具有多个不同字段和记录的表格，所述多个不同字段和记录诸如：按时间顺序的事件和/或数据循环等。还可以以任何计算机可读格式对数据430进行格式化，所述计算机可读格式诸如但不限于：二进制值、ASCII或EBCDIC(扩展二进制编码的十进制交换码)。此外，可以存储足以标识相关数据的任何信息，例如描述性文本、专有代码、指针、或由用于计算相关数据的功能所使用信息。
数据430可以包括从本文所描述的传感器之一或其组合接收到的数据。举例而言，这样的数据可以包括诸如电描记图(EGM)和/或皮下心电图(sECG)的心电图(ECG)信号431、以及LAP测量结果432。数据430还可以包括预先存储的范围、阈值以及用于分析和处理所接收的数据信号的其他值。例如，数据可以包括指示在各种状况下LAP的期望范围的LAP范围信息433。LAP范围信息可以存储在表格或其他数据结构中，通过所述表格或其他数据结构，各种生理状况或泵状况可以与可接受的LAP范围相关联。
数据430可以进一步包括基于对所接收的信号的分析而推导出的值。例如，诸如在某一时间跨度上的多个瞬时流率值的流率信息可以由信号处理电路接收并分析，以确定给定时间跨度上的平均流量值434。然后可以将平均流量值434存储在数据430中。再例如，流率信息可以用来确定流量脉动性435。在一些示例中，流率信息本身可以被确定(例如，基于BEMF)和/或存储。
指令440可以包括待由处理器410直接(如机器代码)或间接(如脚本)执行的任何指令集。在那一方面，本文中可以可交换地使用术语“算法”、“指令”、“步骤”和“程序”。
指令440可以包括用于分析或处理所接收的数据的一个或多个模块。例如，ECG分析模块441可以对所接收的sECG波形执行各种分析，所述sECG波形诸如：P波、R波、QRS波群、ST段等。如下面更详细地解释的，可以利用对sECG波形的分析来确定患者心脏的特定生理状况，进而可以利用所述特定生理状况来确定泵(或更一般地，系统)的适当操作模式。指令440还可以包括一个或多个操作模块442，每个操作模块包含用于根据相应的操作模式操作泵(或系统)的指令集。
再例如，LAP管理模块443可以分析与患者的LAP有关的信息。如下面更详细讨论的，这样的分析可以判定患者的LAP是否在适当范围内(例如，基于存储在数据430中的LAP范围信息433)，并且如果必要的话，在某些情况下甚至可以控制泵(或系统)帮助使患者的LAP回到适当的范围。
信号处理电路401包括用于连接至输入端(例如，传感器140)和输出端(例如，泵驱动电路120)的一个或多个接口450。接口450可以包括有线和/或无线连接(例如，近场电磁耦合或远场RF，如MICS)。对于信号处理电路401的适配成布置在患者身体内的部件，接口450可以包括用于通过患者皮肤传送信号的已知元件。
在正常情况下，患者的心脏以正常窦性节律(NSR)运行。在这样的情况下，信号处理电路可以接收指示心脏的NSR的诸如sECG和/或EGM的ECG信号，并且进而可以在NSR模式下操作。在NSR模式下，信号处理电路致动泵驱动电路，以与所检测到的心脏活动同步地改变泵的速度。
图5A和图5B分别描绘了具有正常窦性心律的ECG信号和电动机速度图。在图5A中示出的ECG曲线是示意性描绘，示出了表示心脏中的电信号的合成的常规外部心电图波形。实际上，所接收到的实际sECG信号是分开的信号，其中每个植入电极(例如，图3的电极30、32、34和36)提供如心跳的QRS波群期间所指示的心脏收缩的附加电向量。另外，虽然图5A示出了ECG信号，但是本领域技术人员应当理解，可以利用sECG和/或EGM电生理信号来控制泵的操作。可以进一步记录sECG和/或EGM信号并将其存储在存储器中以供将来由医生进行分析和检查。
在图5B中，信号处理电路致动泵驱动电路以在最小速度与最大速度之间改变泵的速度，如用图5B中的曲线所描绘的那样。曲线502将速度变化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。例如，可以使用共脉动或反脉动方法来使泵速度与心动周期同步。泵的速度变化模式与患者心脏的固有节律同步，使得泵的速度变化与心脏的固有节律具有基本上固定的相位关系。
在共脉动方法中，泵在心室收缩以排出血液的心室收缩期间以最大速度进行操作，并且在心室放松以填充血液的心室舒张期间以最小速度进行操作。由于在(表示心室去极化的)ECG信号的R波期间发生了心室收缩，因此泵在靠近R波的定时的时间达到最大速度。因此，泵一般在心室收缩以排出血液的心室收缩期间以最大速度进行操作。
在反脉动方法中，泵速度在心室充盈(心脏舒张)期间增大，并且在心室收缩期间处于最小速度。
可以使用以下技术中的一种或多种来实现同步(例如，在共博方法中使泵速度与心动周期同步)。
信号处理电路可以存储转换时间TS(图5B中所示)。泵的机械部件具有惯性并且需要等于TS的有限时间来从最小速度加速到最大速度。为了补偿此延迟，信号处理电路可以致动泵驱动电路以在等于TS的时段上逐渐增大泵的速度。
信号处理电路还可以确定心动周期的周期时间TC，所述周期时间简单地是心率的倒数。基于TC，信号处理电路可以进一步确定与前一心动周期的R波的开始相对应的时间TR，其中TR＝TC-TS。信号处理电路则可以在时刻TR开始增大泵速度。假设心率是恒定的或者慢慢改变，并且信号处理电路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。计算中所使用的周期时间TC可以例如基于周期时间在几个先前周期上的移动平均值。
可替代地或另外地，信号处理电路可以测量在每个心动周期期间实现的同步并且相应地提前或延迟对泵加速的启动。例如，如果确定在前一周期中TR较短(使得泵在R波之前达到全速)，则信号处理电路可以针对下一周期增加TR。在这方面，信号处理电路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。在一种安排中，泵速度的周期变化与R波具有固定的相位关系。在变体安排中，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。
在正常窦性节律中，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ECG信号(例如，EGM信号、sECG信号)的测量结果来确定。因此，信号处理电路可以在每个P波之后确定时段TD(图5B中示出)并且在TD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。
ECG信号的其他特征可以用作同步的基础。用于识别ECG信号的诸如P波的波形以及QRS波群的单独特征的软件例程是已知的，并且任何这种例程都可以用在诸如上述那些方案的同步方案中。
信号处理电路还可以利用其他电生理信号作为同步的基础。使用皮下电极(如sECG电极34和/或36)的左心室的ECG信号还可以提供了关于心室去极化的定时信息。于是，每当左心室信号指示心室去极化开始时，信号处理电路可以致动泵驱动电路以增大泵的速度。
VAD与患者的固有去极化的同步操作允许泵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、特别是左心室在来自VAD的辅助最关键时进行收缩。因此，控制泵的定时与心室收缩同步提供了对患者的最佳辅助并且使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。
当泵的同步可以通过信号的实际出现来触发时，还可以对信号处理电路进行编程以预期这种信号的即将出现。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。信号处理电路可以被编程为测量患者历史数据并将所测量的数据存储在存储器中。例如，所测量和存储的数据可以包括TC(心动周期长度)的指示。随时间推移所得到和所存储的测量结果则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。这将允许信号处理电路基于对即将到来的心动周期的预期来指示泵驱动电路何时使泵加速。此外，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。
利用实际的或预期的信号来同步泵的此预测方法具体地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。患有左侧心力衰竭的患者需要辅助以便使左心室收缩的效率最大化。在一个实施例中，信号处理电路可以从患有左侧心力衰竭的患者接收ECG信号信息(例如，EGM信号、sECG信号)。信号处理电路然后分析ECG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R波的出现或即将出现时，信号处理电路指示泵驱动电路以使电动机进行操作，以便驱动泵与患者自己的心室收缩同步。
对于每个心动周期，信号处理电路还可以指定泵以最大速度进行操作所持续的期望持续时间DI(图5B中所示)。可以基于患者的R波的先前测量结果来限定DI。可替代地，可以基于心动周期时间TC的固定比例来限定DI。在又一变体中，DI或用于设定DI的例程可以由医生编程到信号处理电路中。典型地，DI被选择为使得泵在大部分或整个心室收缩期间以最大速度进行操作。
泵的最大速度和DI中的任一者或两者可以被设定为固定值，或者可以由信号处理电路基于所感测到的指示患者当前状态的数据(例如，ECG或其他电生理信号，LAP或其他生理状况传感器，心脏需求传感器，或其组合等)来改变。固定速度可以因患者而变化，并且可以由临床医生预先确定。变化的速度可以涉及改变最大速度和/或最小速度。例如，最大速度可以随着由所感测到的数据确定的心率而增大。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。最小速度典型地是非零速度，使得泵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，使得泵在转子和壳体具有零磨损的情况下操作。这些流体动压轴承在转子速度降到低泵操作速度阈值以下时变得无效。当泵结合了这种轴承时，将信号处理电路所设定的最小速度令人期望地设定为等于或高于所述低泵操作速度阈值。最小速度还可以根据所感测到的数据而变化。
图6是描绘信号处理电路确定系统的适当操作模式的示例性操作的流程图600。在图6的示例中，泵的操作在正常窦性节律模式610下开始。在620处，信号处理电路基于所接收的生理和/或泵数据、预先存储的数据、或其组合来判定是否保持在正常窦性节律模式610。如果信号处理电路确定保持在正常窦性节律模式610，则正常窦性节律模式610下的操作可以继续。如果信号处理电路在620处确定不保持在正常窦性节律模式610，则可以在625处继续操作，其中信号处理电路确定进入哪个非NSR模式630。与正常窦性节律模式610的检测(或在这种情况下，不存在)一样，非NSR模式630的确定可以基于所接收的数据、预先存储的数据、或其组合。
取决于在625处的判定结果，信号处理电路可以进入低血流模式632、快速心律失常模式634或心动过缓模式636中的任何一个。从非NSR模式630起，信号处理电路可以继续接收生理数据并且在640处判定操作是否应保持在当前非NSR模式630。如果确定操作应保持在当前非NSR模式630，则操作可以继续以当前活动的非NSR模式630(例如，低心脏血流模式632、快速心律失常模式634或心动过缓模式636)。如果确定当前的非NSR模式条件已经清除，则在650处判定是否应恢复正常窦性节律模式610。若是，则操作可以回到610，恢复正常窦性节律模式。否则，在625处选择不同的非NSR模式630(例如，低心脏血流模式632、快速心律失常模式634或心动过缓模式636)。
图7是提供如何在逐搏动的基础上执行图6中所示的操作的详细示例的流程图700。在702处，信号处理电路执行对患者心脏的搏动检测。搏动检测可以基于心前皮下电极信号，类似于12导联ECG心脏监测器。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信号处理电路中。例如，信号处理电路可以接收ECG(例如，sECG)信号并且基于ECG信号检测患者的心律。信号处理电路可以进一步使用搏动检测信号(例如，sECG信号)来标识患者的心律中的不规则性。
在712处，使用所述搏动检测来判定患者是否患有心律紊乱，例如异位搏动。如果检测到异位搏动，则在714处，基于先前记录和归类的搏动来判定患者是否患有室性快速心律失常(例如，一系列心室异位搏动可以指示室性快速心律失常)。如果患者患有所检测到的室性快速心律失常，则信号处理电路可以指示泵驱动器在室性快速心律失常模式741下进行操作。在室性快速心律失常模式741下，泵可以在脉动异步模式下进行控制，并且可以增大泵速度或占空比。如果节律被确定为并非心室快速心律失常，则在716处将先前检测到的搏动记录为异位起源，并且信号处理电路继续在702处检测下一搏动。
如果未检测到异位搏动，则在722处，信号处理电路判定所检测到的搏动是否指示正常窦性节律。如果未检测到正常窦性节律，则在724处，信号处理电路继续判定所检测到的搏动是指示心动过缓心律失常还是房性心律失常，例如房性心动过速或心房颤动。取决于724处的判定结果，信号处理电路可以指示泵驱动器以心动过缓模式742或房性心律失常模式743中的任一个进行操作。
如果在722处检测到正常窦性节律，则信号处理电路可以进一步分析所检测到的搏动的另外方面，以判定泵驱动器是应以正常窦性节律模式进行操作还是以不同模式进行操作以用于解决其他非节律相关的心脏问题。在732处，信号处理电路分析ECG信号的ST段是否具有振幅偏差(例如，升高或下降)。可以通过将ST段与预定振幅进行比较来测量所述偏差。此预定振幅可以预先存储在存储器中，或者可以至少部分地通过计算多个检测到的正常窦性搏动的移动平均值来推导出。如果ST段的偏差大于预定量，则在734处，信号处理电路可以确定使泵驱动器以与心脏血流减少的状况(例如，缺血)相关联的模式进行操作。
信号处理电路可以能够通过将ST段偏差与多个阈值进行比较来确定ST段的偏差程度。例如，第一阈值可以指示已经发生了到心肌的血流的缺血性减少，而大于第一阈值的第二阈值或替代性波形偏差可以指示心肌梗塞。未超过第二阈值的偏差将指示缺血，并且信号处理电路可以指示泵驱动器以缺血模式744进行操作。
在一个示例中，缺血模式可以是恒定速度模式，在所述恒定速度模式下，泵以恒定速度运行，使得泵速度在心动周期期间不发生变化。信号处理电路致动泵驱动电路以恒定频率对电动机供电，使得泵以恒定速度进行操作。所述恒定速度可以小于在脉动操作期间所使用的最大速度。另外，虽然泵速度在给定心动周期的过程中一般基本恒定，但是取决于由生理传感器感测到的患者状况，信号处理电路能够在更长的时间尺度上(例如，从一个心动周期到下一个心动周期)改变恒定速度。
如果ST段偏差超过第二阈值，则这种偏差可以指示心肌梗塞，并且信号处理电路可以指示泵驱动器以心肌梗塞模式745进行操作。在心肌梗塞模式的一个示例中，信号处理电路可以将泵驱动器切换到恒定速度，以便增加心输出量以增加到心肌的血流量。
可替代地，缺血模式和心肌梗塞模式中的任一者或两者可以是泵速度的变化与窦性搏动同步的脉动模式。信号处理电路可以包括用于响应于检测到缺血状况或者心肌梗塞状况且还根据诸如代谢需求或左心房压力的状况来在脉冲模式(同步或异步)或恒定速度模式之间进行选择的算法。例如，信号处理电路可以确定以泵驱动器的异步脉冲操作(并且可选地转换到同步操作)开始缺血模式，而对于心肌梗塞模式，信号处理电路可以以泵驱动器的脉冲同步操作开始。
最后，如果在732处确定患者的心脏具有正常窦性节律，并且进一步确定ST段中没有显著偏差，则处理电路可以指示泵驱动器以正常窦性节律模式746进行操作。正常窦模式746可以涉及泵以连续流动模式或脉动模式(同步或异步(例如，qPulse，Lavare))中的任一种进行操作。
以上述模式741-746中任一种进行的操作可以继续，直到信号处理电路确定患者的心律变化或心脏血流减少为止。在一些情况下，在判定是否从一种操作模式切换到另一种操作模式时可以考虑额外的因素(例如，额外的生理参数，在给定模式下花费的时间量等)。
信号处理电路可以被配置成标识附加状况，并且因此以附加模式进行操作。例如，如果检测到心动过速心律失常，则信号处理电路可以进一步被配置成对室性心动过速(“VT”)(模式741，如以上所讨论的)、心室纤颤(“VF”)、心房纤颤(“AF”)、以及室上性心动过速(“SVT”)之间的任一者进行区分。在VF模式下，信号处理电路可以使泵以连续或脉动异步模式进行操作，而在AF或SVT模式下，信号处理电路可以指示泵驱动器以脉动异步模式进行操作。再例如，如果检测到心动过缓心律失常，则信号处理电路可以被配置成对窦性心动过缓、心动过缓心传导阻滞、完全性三度心传导阻滞、或心搏停止中的任一者进行区分。在又一实例中，如果检测到心房心律失常，则信号处理电路可以被配置成在房性心动过速与心房纤颤之间进行区分。在这些事件中的任一事件中，信号处理电路可以指示泵驱动器以脉动异步模式进行操作，但是在心动过缓心传导阻滞的事件中，可以进一步控制泵驱动器以增大其速度，而在心搏停止的事件中，可以进一步控制泵驱动器以增大其占空比。
无论信号处理电路已经指示泵驱动器以何种模式进行操作，图7的例程都可以重复进行。例如，如果信号处理电路将泵驱动器切换到以缺血模式进行操作，则它仍可以继续执行搏动检测702和ST段测量732以判定缺血状况是否已经结束。
通过像VAD这样的长期植入物，在正常窦性节律状况下收集到的ECG、sECG、EGM或其他电生理学数据可以被收集并存储在存储器中。然后可以使用所存储的数据来给出对于给定患者的有资格作为正常窦性节律的指示。所存储的数据可以进一步由信号处理电路连续地更新，以反映基线波形和节律的变化(指示对患者的生理变化)。除了NSR以外，可以收集类似的数据并将其用于其他患者状况。
除了信号处理电路基于患者的心脏活动确定各种泵操作模式的能力之外，信号处理还能够基于患者的左心房压力独立地监测和控制泵操作。如以上所讨论的，信号处理电路可以存储或以其他方式访问可接受左心房压力值的范围，并且可以使泵加速或减慢，以便将患者的左心房压力保持在该范围内。
图8是提供信号处理电路可以如何控制泵操作以将患者的左心房压力(LAP)保持在范围内的示例的流程图800。在802处，信号处理电路接收LAP测量结果。可以从诸如一个或多个压力换能器的生理传感器接收LAP测量结果。在804处，信号处理电路将LAP测量结果与预先存储的范围进行比较，并且判定所述测量结果是否在范围内。如果LAP测量结果在范围内，则不对泵作出调节。
如果确定LAP测量结果超过可接受的范围，则在806处，信号处理电路调节泵操作以增加泵的输出。例如，可以增大泵速度。另外，或可替代地，可以增大提供给泵的功率量(例如，脉冲宽度调制式电源的占空比)。
如果确定LAP测量结果低于可接受的范围，则在808处，信号处理电路调节泵操作以减少泵的输出。例如，可以减小泵速度。另外，或可替代地，可以减小提供给泵的功率量(例如，脉冲宽度调制式电源的占空比)。
在任何上述情况下，可以重复此过程，在802处随后测量LAP。
在一些情形下，对于具有某一心脏功能类型(例如，正常窦性节律)的患者而言可以是可接受的LAP范围可能对于具有另一种心脏功能类型(例如，缺血)的患者而言并不是可接受的范围。因此，信号处理电路可以被配置成存储或访问多个LAP范围，各个范围适合于不同的心脏状况。例如，取决于由信号处理电路确定的操作模式，可以将所测量到的LAP与不同的LAP范围进行比较。
图9提供了流程图900，其提供了信号处理电路可以如何使用同一例程来控制泵的操作模式和管理LAP(或具有可接受范围的另一生理参数)的示例。在902处，信号处理电路接收一个或多个电生理信号，如ECG(例如，sECG和/或EGM)信号。基于所接收到的电生理信号，在904处，信号处理电路确定泵驱动器的期望操作模式。可以使用图7的流程图700中所示的例程来执行此确定。在906处，信号处理电路接收一个或多个生理信号，如LAP。在908处，将生理信号与预定范围进行比较，并且信号处理电路判定生理信号是否在范围内。如上所述，可以基于在904处确定的操作模式来选择与生理信号进行比较的具体范围。如果确定生理信号在范围内，则在912处，仅基于所确定的操作模式来调节泵驱动器的操作(如果必要的话)。
然而，如果确定生理信号不在范围内，则在914处，信号处理电路进一步判定生理信号是大于还是小于所述范围。如果生理信号大于所述范围，则在916处，基于所确定的操作模式来调节泵驱动器的操作并且泵速度或占空比增大(对于LAP和可能的替代性生理信号而言)或减小(对于其他生理信号而言)，以补偿过高的生理信号。如果生理信号小于所述范围，则在918处，基于所确定的操作模式来调节泵驱动器的操作并且泵速度或占空比减小(对于LAP和可能的替代性生理信号而言)或增大(对于其他生理信号而言)，以补偿过低的生理信号。
图10是提供信号处理电路可以如何在同一例程中连续控制操作模式和管理LAP的示例的流程图1000。为了清楚起见，对图10的示例的描述开始于信号处理电路以正常窦性节律模式进行操作。然而，因为在泵运行时重复执行图10的操作(例如，在连续循环中)，所以所述流程图没有特定的开始点或结束点。
在1002处，信号处理电路接收LAP的测量结果。在1004处，信号处理电路接收ECG信号，如EGM或sECG。在1006处，信号处理电路检测心脏事件的存在。在一个示例中，心脏事件的检测可以基于对ECG信号的分析，如图7的流程图700中所示。如果没有检测到心脏事件，则信号处理电路继续指示泵驱动器以正常窦性节律模式1010进行操作，并且在1012处，判定所测量到的LAP是否在可接受的范围内。如果LAP不在可接受的范围内，则在1014处继续操作，并且调节泵驱动器的操作(例如，泵速度、占空比)以使LAP在范围内。可以以结合图8所描述的方式控制所述调节。如果LAP已经在范围内，则随后可以在1002和1004处用另外的LAP和ECG测量结果继续操作。
如果在1006处检测到心脏事件，则在1008处，信号处理电路选择以哪种模式(例如，心脏血流减少模式1020、快速心律失常模式1030、心动过缓模式1040)进行操作。然后以所选模式继续操作。在每种模式下，在1022、1032或1042之一处，将所测量到的LAP(来自1002)与所选模式的预定LAP范围进行比较。如果确定所测量到的LAP在LAP范围之外，则在1024、1034或1044处，调节泵的操作(如在1014中)，并且然后在1026、1036或1046处继续操作。如果在1022、1032或1042处确定所测量到的LAP在LAP范围内，则信号处理电路可以跳过1024、1034或1044，并且直接以1026、1036或1046继续。
然后，信号处理电路在1026、1036或1046处继续操作，并且判定先前检测到的状况是否一直持续。在一些示例中，对状况的持续的判定可以涉及接收和分析更新后的电生理信号。所述分析可以相当于在1006和1008处执行的分析。如果确定状况一直持续，则可以在1028、1038和1048处继续操作，不改变泵驱动器的操作模式并且随后测量LAP，然后在1022、1032或1042处进一步判定新测量到的LAP是否在范围内。否则，如果确定先前检测到的状况不再存在，则可以在1050处继续操作，判定NSR模式是否可以恢复。如果可以恢复NSR模式，则可以在1002处继续操作。否则，非NSR模式(不同于先前选择的模式)被确定，并且信号处理电路指示泵驱动器以所确定的非NSR模式1008进行操作。
图11的示例性系统1100被安排成能够执行图10的例程。系统1100可以被认为是多输入多输出(MIMO)系统，至少包括指示心律或心脏血流状况(基于对电生理信号的分析)的第一输入1102、指示心输出量(基于流量测量、LAP测量等)的第二输入1104、指示期望泵流量模式(例如，连续流量、同步脉动、共脉动、反脉动、异步脉动等)的确定的第一输出1112、以及指示期望平均流量(例如，增大/减小电动机速度、增大/减小占空比等)的第二输出1114。基于第一输出和第二输出1112/1114，系统1100可以进一步选择泵的操作模式和操作参数(和/或其可接受的范围)。可以在接收输入的同时更新输出，以便提供对VAD的连续控制。以这种方式，不仅可以使用电生理(例如ECG)信号而且甚至可以使用LAP测量结果来管理各种患者状况，例如非窦性心律、心脏阻塞、以及心脏血流减少。
尽管在上文中已将各个元件描述成在功能框图中所描绘的单独部件，但是这些元件可以彼此结合。相反地，被示出为在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结合。
本发明的其他实施例包括：
实施例1、一种用于对可操作地耦合到植入式旋转泵的泵驱动器的操作进行控制的信号处理电路，所述信号处理电路能操作以：
从一个或多个电生理传感器和生理传感器接收输入；
基于来自所述一个或多个电生理传感器的输入来判定是否存在非正常窦性心律状况；
在存在非正常窦性节律的情况下：
指示所述泵驱动器以修正的操作模式进行操作；以及
基于来自所述生理传感器的输入和所述修正的操作模式来对给所述泵驱动器的功率和/或所述泵的速度进行控制；以及
在不存在非正常窦性节律的情况下：
指示所述泵驱动器以正常操作模式进行操作；以及
基于来自所述生理传感器的输入来对给所述泵的功率和/或所述泵的速度进行控制。
实施例2、如实施例1所述的信号处理电路，其中，所述信号处理电路进一步能操作以控制供应给所述泵的功率以控制所述泵速度，由此所述泵速度与所述电生理信号具有基本上固定的相位关系。
实施例3、如实施例2所述的信号处理电路，其中，泵速度与对象的心动周期的P波、Q波、R波、S波或T波中的一个具有基本上固定的相位关系。
实施例4、如实施例3所述的信号处理电路，其中，所述泵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，并且所述R波是基于在多个心动周期上平均的移动平均周期时间来确定的。
实施例5、如以上实施例中任一项所述的信号处理电路，其中，从所述一个或多个电生理传感器接收到的输入包括右心房电描记图、右心室电描记图和左心室电描记图、以及皮下ECG波形中的一个或多个。
实施例6、如实施例5所述的信号处理电路，其中，所述右心房电描记图、右心室电描记图和左心室电描记图、以及皮下ECG波形中的一个或多个包括源自单极信号的至少一个波形。
实施例7、如实施例5所述的信号处理电路，其中，所述右心房电描记图、右心室电描记图和左心室电描记图、以及皮下ECG波形中的一个或多个包括源自双极信号的至少一个波形。
实施例8、如以上实施例中任一项所述的信号处理电路，其中，来自所述生理传感器的输入是左心房压力的测量结果。
实施例9、如实施例8所述的信号处理电路，其中，所述信号处理电路进一步能操作以：
判定所述左心房压力的测量结果是否高于预定范围、低于预定范围、或在预定范围内；
如果所述左心房压力的测量结果高于所述预定范围，则控制所述泵的速度和/或占空比增大；以及
如果所述左心房压力的测量结果低于所述预定范围，则控制由所述泵的速度和/或空比减小。
实施例10、一种心室辅助系统，包括：
旋转泵，所述旋转泵被配置成植入式与对象的心脏和体循环处于流体连通以辅助血液从所述心脏流到所述体循环；
泵驱动电路，所述泵驱动电路用于对所述泵供电并控制所述泵的速度；以及
如以上实施例中任一项所述的信号处理电路。
实施例11、如实施例10所述的心室辅助系统，进一步包括：
用于感测患者的一个或多个电生理信号的一个或多个电生理传感器；以及
用于感测心脏的生理特性的生理传感器。
实施例12、如实施例11所述的心室辅助系统，其中，所述一个或多个电生理传感器包括一个或多个电描记图或皮下心电图传感器。
实施例13、如实施例11和12中任一项所述的心室辅助系统，其中，所述生理传感器包括一个或多个压力换能器。
实施例14、如实施例10-13中任一项所述的心室辅助系统，其中，所述泵是旋转叶轮泵。
实施例15、一种用于对植入式旋转泵的操作进行控制的信号处理电路，所述信号处理电路包括：
输入模块，所述输入模块用于从一个或多个电生理传感器接收对象的一个或多个电生理信号；以及
处理器，所述处理器用于处理所接收到的电生理信号，所述处理器能操作以：
基于所述一个或多个电生理信号来确定存在快速心律失常状况或不存在快速心律失常状况，并且在存在快速心律失常状况的情况下控制所述泵以快速心律失常模式进行操作；
基于所述一个或多个电生理信号来确定存在心动过缓状况或不存在心动过缓状况，并且在存在心动过缓状况的情况下控制所述泵以心动过缓模式进行操作；
基于所述一个或多个电生理信号来确定存在心脏血流减少状况或不存在心脏血流减少状况，并且在存在快速心律失常状况的情况下控制所述泵以心脏血流减少模式进行操作。
实施例16、如实施例15所述的信号处理电路，其中，所述快速心律失常状况是室性快速心律失常或房性快速心律失常。
实施例17、如实施例15或16中任一项所述的信号处理电路，其中，所述心脏血流减少状况是缺血状况或心肌梗塞状况。
实施例18、如实施例15-17中任一项所述的信号处理电路，其中，所述处理器能操作以基于所述一个或多个电生理信号来判定是以非脉动模式还是以脉动模式进行操作，其中所述非脉动模式和脉动模式控制所述泵分别以非脉动方式或脉动方式运行。
实施例19、如实施例18所述的信号处理电路，其中，在所述非脉动模式下，所述信号处理电路基于所述对象的非正常窦性节心律状况来控制供应给泵的功率以改变所述泵的速度。
实施例20、如实施例18或19中任一项所述的信号处理电路，其中，在所述脉动模式下，所述信号处理电路控制增大泵速度以增加心输出量，并且基于所述一个或多个电生理信号来判定与所述对象的心动周期是同步地还是异步地进行操作。
实施例21、如实施例18-20中任一项所述的信号处理电路，其中，在所述脉动模式中，所述信号处理电路基于所述一个或多个电生理信号来判定是以共脉动模式还是以反脉动模式进行操作。
实施例22、如实施例15-21中任一项所述的信号处理电路，其中，在不存在快速心律失常状况、心动过缓状况、以及心脏血流减少状况的情况下，所述处理器进一步能操作以控制所述泵以正常窦性心律模式进行操作。
实施例23、一种心室辅助系统，包括：
旋转泵，所述旋转泵被配置成植入式与对象的心脏和体循环处于流体连通以辅助血液从所述心脏流到所述体循环；
泵驱动电路，所述泵驱动电路用于对所述泵供电并控制所述泵的速度；以及
如实施例15-22中任一项所述的信号处理电路。
实施例24、如实施例23所述的心室辅助系统进一步包括用于感测对象的一个或多个电生理信号的一个或多个电生理传感器。
实施例25、如实施例24所述的心室辅助系统，其中，所述一个或多个电生理传感器包括一个或多个电描记图或皮下心电图传感器。
实施例26、如实施例23-25中任一项所述的心室辅助系统，其中，所述泵是旋转叶轮泵。
实施例27、一种操作旋转泵的方法，所述旋转泵被配置成植入式与对象的心脏和体循环处于流体连通以辅助血液从所述心脏流到所述体循环，所述方法包括：
从用于感测对象的一个或多个电生理信号的一个或多个电生理传感器接收电生理输入；
基于来自所述一个或多个电生理传感器的输入来判定是否存在非正常窦性心律模式状况；
在不存在非正常窦性心律模式的情况下，指示所述泵以正常窦性心律操作模式进行操作；
在存在非正常窦性心律模式的情况下，指示所述泵以修正的操作模式进行操作；
从用于感测心脏的生理特性的生理传感器接收生理输入；以及
基于来自所述生理传感器的输入和所述泵的操作模式来控制供应给所述泵的功率。
实施例28、如实施例27所述的方法，其中，所述泵的操作包括基于对象的心动周期的P波和R波中的至少一个来同步泵的速度的变化。
实施例29、如实施例27或28中任一项所述的方法，其中，所述电生理输入包括一个或多个ECG信号，并且其中，所述生理输入包括左心房压力的测量结果。
实施例30、如实施例29所述的方法，其中，所述ECG信号包括右心房电描记图、右心室电描记图和左心室电描记图、以及皮下ECG波形中的一个或多个。
实施例31、如实施例27-30中任一项所述的方法，进一步包括：
判定所述左心房压力的测量结果是否高于预定范围、低于预定范围、或在预定范围内；
如果所述左心房压力的测量结果高于所述预定范围，则控制所述泵的速度和/或占空比增大；以及
如果所述左心房压力的测量结果低于所述预定范围，则控制由所述泵的速度和/或空比减小。
实施例32、如实施例27-31中任一项所述的方法，其中，所述非正常窦性心律模式状况是用于在快速心律失常状况、心动过缓状况、以及心脏血流量减少状况中的一个期间操作所述泵的修改模式。
实施例33、如实施例27-32中任一项所述的方法，其中，判定是否存在非正常窦性心律进一步包括重复执行以下操作：
检测来自所述电生理输入的搏动；
判定所述搏动是否异位；
如果所述搏动是异位的，则将所述搏动归类为异位并且对于后续搏动重复所述检测和确定步骤。
实施例34、如实施例33所述的方法，进一步包括：
如果所述搏动是异位的，则基于先前归类的异位搏动的存在或不存在来判定是否存在室性快速心律失常。
实施例35、如实施例34所述的方法，其中，判定是否存在非正常窦性心律进一步包括：
判定是否存在正常窦性心律；以及
如果不存在正常窦性心律，则确定存在心动过缓状况和房性心律失常状况之一。
实施例36、如实施例35所述的方法，其中，确定房性心律失常状况的存在包括确定房性心动过速状况和心房纤颤状况之一的存在。
实施例37、如实施例27和36中任一项所述的方法，进一步包括：
将所检测到的正常窦性搏动的ST段的测量到的偏差与预定的第一阈值进行比较；
如果所测量到的偏差超过所述第一阈值，则判定所测量到的偏差是否超过第二阈值，其中超过所述第一阈值指示缺血，并且超过所述第二阈值指示心肌梗塞；
如果所测量到的偏差并未超过所述第一阈值，则指示所述泵以所述正常窦性心律操作模式进行操作；
如果所测量到的偏差超过第一阈值而不是第二阈值，则指示泵以缺血操作模式进行操作；
如果所测量到的偏差超过所述第二阈值，则指示所述泵以心肌梗塞操作模式进行操作。
虽然本文已经参考具体实施例描述了本发明，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想到其他安排。

Claims (11)

1.一种用于对可操作地耦合到植入式旋转泵的泵驱动器的操作进行控制的信号处理电路，所述信号处理电路被配置成：
从一个或多个电生理传感器和生理传感器接收输入；
基于来自所述一个或多个电生理传感器的输入来确定由患者存在非正常窦性心律状况和不存在非正常窦性心律状况组成的组中的至少一个；以及
当确定存在非正常窦性节律时：
指示所述泵驱动器以修正的操作模式进行操作；以及
基于来自所述生理传感器的输入和所述修正的操作模式来对由给所述泵驱动器的功率和所述泵的速度组成的组中的至少一个进行控制；以及
当确定不存在非正常窦性节律时：
指示所述泵驱动器以正常操作模式进行操作；以及
基于来自所述生理传感器的输入来对由给所述泵驱动器的功率和所述泵的速度组成的组中的至少一个进行控制。
2.如权利要求1所述的电路，其中，所述信号处理电路进一步被配置成控制供应给所述泵的功率以控制所述泵速度，并且其中，所述泵速度与所述电生理信号具有基本上固定的相位关系。
3.如权利要求2所述的电路，其中，所述泵速度与由所述患者的心动周期的P波、Q波、R波、S波、以及T波组成的组中的一个具有基本上固定的相位关系。
4.如权利要求3所述的电路，其中，所述泵速度与所述患者的心动周期的R波具有基本上固定的相位关系，并且所述R波是基于在多个心动周期上平均的移动平均周期时间来确定的。
5.如权利要求1-4中任一项所述的电路，其中，从所述一个或多个电生理传感器接收到的输入包括右心房电描记图、右心室电描记图和左心室电描记图、以及皮下ECG波形中的一个或多个。
6.如权利要求5所述的电路，其中，所述右心房电描记图、右心室电描记图和左心室电描记图、以及皮下ECG波形中的一个或多个包括源自单极信号的至少一个波形。
7.如权利要求5所述的电路，其中，所述右心房电描记图、右心室电描记图和左心室电描记图、以及皮下ECG波形中的一个或多个包括源自双极信号的至少一个波形。
8.如权利要求1-7中任一项所述的电路，其中，来自所述生理传感器的输入是左心房压力的测量结果。
9.如权利要求8所述的电路，其中，所述信号处理电路进一步被配置成：
判定所述左心房压力的测量结果是否为由高于预定范围、低于预定范围、以及在预定范围内组成的组中的一个；
如果所述左心房压力的测量结果高于所述预定范围，则控制由所述泵的速度和占空比组成的组中的一个增大；以及
如果所述左心房压力的测量结果低于所述预定范围，则控制由所述泵的速度和占空比组成的组中的一个减小。
10.如权利要求1-9中任一项所述的控制电路，其中，所述一个或多个电生理传感器包括由一个或多个电描记图和皮下心电图传感器组成的组中的至少一个。
11.如权利要求1-10中任一项所述的控制电路，其中，所述生理传感器包括一个或多个压力换能器。
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