CN109843349B - 心室辅助装置控制 - Google Patents

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Abstract

一种用于具有可设置速度级别的心室辅助装置VAD(50)的控制装置(100)，所述控制装置(100)包括：输入(101)，配置成接收与通过VAD(50)接收心脏辅助的患者(P)的循环系统的生理状况相关的至少一个测量信号(LVPmeas)，其中控制装置(100)配置成从至少一个测量信号(LVPmeas)中的一个或更多个导出心脏(H)的至少一个特征参数的实际值(EDLVP；FG)，以及提供至少一个特征参数的精细的实际值(EDLVP*；FG*)，其中消除或减少了生理上引起的波动的效果；和输出(105)，配置成输出速度级别的更新的设置值(nVAD SET)，其中控制装置(100)被配置为产生可预定的设置点值(EDLVPset；FGset)和基于精细的实际值(EDLVP*；FG*)产生更新的设置值(nVAD SET)。一种用于辅助心脏的VAD(50)，包括所述控制装置(100)，其中VAD(50)优选为非脉动旋转血泵；其中，血泵进一步优选地是基于导管的。一种用于获得心脏(H)的至少一个特征参数的精细的实际值的方法，所述方法包括：接收与患者(P)的循环系统的生理状况有关的至少一个测量信号(LVPmeas)；从所述至少一个测量信号(LVPmeas)中的一个或更多个导出心脏(H)的至少一个特征参数的实际值(EDLVP；FG)；处理所述实际值(EDLVP；FG)或所述至少一个测量信号(LVPmeas)中的一个或更多个以提供精细的实际值(EDLVP*；FG*)，其中消除或减少了生理上引起的波动。一种用于控制具有可设置速度级别的心室辅助装置VAD(50)的速度级别的方法，所述方法包括：获得心脏(H)的至少一个特征参数的精细的实际值；以及产生可预定的设置点值(EDLVPset)和基于所述精细的实际值(EDLVP*；FG*)产生速度级别的更新的设置值(nVAD SET)。

Description

心室辅助装置控制
发明领域
本发明涉及心室辅助装置领域。尤其是，本发明涉及一种用于控制心脏辅助装置(VAD)(诸如血管内旋转血泵)的控制装置，以及所述VAD包括用于控制VAD的控制装置。
背景
如果尽管进行了最佳的医学治疗，患者心脏的泵送功能仍然不足，则可以采用VAD对循环系统进行辅助。VAD可以通过将血液平行输送至心脏的心室来辅助或甚至替代心脏的不充足的心室泵送功能。为此，通常将VAD配置成从入口处的血液循环中采集血液以将其喷射回出口处的血液循环。在这样做的过程中，VAD需要克服出口和入口之间(即在VAD的后载和预载之间)的压力差。
VAD的一个示例性实施例是基于导管的旋转血泵，其布置成直接放置在或直接植入心脏数小时或数天，以辅助心脏功能直至恢复。例如，US5911685A公开了一种非脉动血管内旋转血泵。然而，还有其他类型的VAD。从US5911685 A知道血管内旋转血泵包括两个压力传感器，用于一旦将血泵植入心脏中就对它们各自位置处的周围血压进行分别测量。
例如，在重症监护病房，可以对VAD辅助的心脏功能不足的患者进行通气，即接收呼吸辅助。由外部通气提供呼吸辅助导致患者肺部进行有规律的膨胀和紧缩。这种外部通气也会引起胸内压的相应变化。胸内压的变化导致心血管和/或心内心脏压力的相应波动。特别地，在吸气(膨胀)期间，胸内压高于呼气(紧缩)期间。
在正常或冠心病护理病房，接收心脏辅助的有意识的患者可以自主呼吸。然后，上述效果以相反的方式发生，即在吸气期间胸腔内压力低于呼气期间的压力。
在前面讨论的示例性背景中，发现所描述的压力变化导致测量的血管和/或心内压力的波动。可能的结果是，这些波动可能影响血泵速度控制的稳定性。此外，可能会干扰检测或者避免诸如抽吸之类的事件。应注意，这些仅仅是监测的血管和/或心内测量信号的波动如何影响VAD控制的两个特定示例。此外，所描述的辅助或自主呼吸的可能原因只是一个例子。生理上引起的波动的其他示例可以是由主动脉内球囊泵治疗、外部反搏动治疗引起的压力波动，通过改变患者身体的位置(如，进入特伦德伦伯格卧位)引起的波动。
发明概述
需要一种改进的用于VAD的控制装置，诸如血管内血泵，以及包括该控制装置的相应的VAD，其在关于在VAD的控制下从接收VAD的心脏辅助的患者获取的一个或更多个测量信号的生理上引起的波动的影响方面得到改进，特别是控制VAD的速度，该速度与VAD产生的血流有关，诸如旋转血管内血泵的旋转速度。此外，希望提供一种用于获得心脏的至少一个特征参数的精细的实际值的方法，其中消除或者至少减少了由其导出实际值的一个或更多个测量信号的生理上引起的波动的影响。此外，需要一种用于基于精细的实际值来控制VAD的速度级别的方法。
该目的通过独立权利要求的特征实现。在各个从属权利要求中限定了有利的实施例和进一步的发展。
本文提出的改进的基本思想是消除或至少减少在心脏的至少一个特征参数的实际导出值中的生理上引起的波动，其可以用于控制VAD速度，例如，血管内血泵的旋转泵速。特别是，可以避免或至少减少由闭环控制控制的受控VAD速度的不稳定性，例如振荡。例如，作为接收VAD的心脏辅助的患者的心脏的特征参数，可以使用舒张末端左心室压力。基于此，可以利用闭环控制自动调节VAD速度，使得监测的舒张末期左心室压力达到期望的设置点值；其他特征参数也可用于控制VAD速度。已经发现，在一个或更多个测量信号中存在生理上引起的波动，这些波动模糊了由此导出的特征参数的“真实”实际值。例如，这可能导致受控VAD速度的不稳定性。例如，监测的作为一个特征参数的舒张末期左心室压力可能受到患者的自主呼吸或辅助呼吸的影响，从而也影响对VAD速度的控制。消除或至少减少这些生理上引起的波动使得受控的VAD速度更稳定。因此，建议使心脏的至少一个特征参数的“真实”实际值可用。
为清楚起见，本文将使用以下定义：
术语“心脏的特征参数”应理解为从生理信号中导出的特定值，该生理信号能够表征关于例如负载(例如过载或未负载)和/或生理学状态(如弱、强、或恢复的)的心脏状况，。
“循环系统”是允许血液循环的器官系统。人体循环系统的基本组成部分是心脏、血液和血管。循环系统包括肺循环，一个通过肺部的“环”，其中使血液含氧；和全身循环，一个通过身体的其余部分的“环”，以提供含氧血液。
第一方面涉及一种用于包括可设置的速度级别的心室辅助装置(VAD)的控制装置，以及下文讨论的特定实施例及其进一步发展。“可设置的速度级别”可以是离散的速度级别，例如，旋转血泵的某些离散旋转速度，或在由最小速度和最大速度限定的范围内的连续可设置的速度级别。速度级别与VAD产生的血流相关联，因此与向心脏提供的辅助相关联。然而，VAD速度和产生的血流之间不一定存在直接关系，因为VAD的入口和出口之间的压力差也影响在特定VAD速度下产生的血流。
控制装置包括至少一个输入，其配置成接收至少一个测量信号。至少一个测量信号表示或包含关于至少一个生理值(也可以称为量)的信息，其与接收VAD的心脏辅助的患者的循环系统有关。
控制装置配置成从至少一个测量信号导出心脏的至少一个特征参数的实际值；即，也可以从两个或更多个测量信号导出至少一个特征参数。
控制装置进一步配置成提供至少一个特征参数的精细的实际值，其中消除或减少了生理上引起的波动。精细的实际值是根据上面的讨论“真实”实际值，该“真实”实际值不会由至少一个特征参数所基于的一个或更多个测量信号的生理上引起的波动而模糊。
控制装置还包括输出，该输出配置成输出用于VAD的速度级别的更新的设置值。
优选地，控制装置配置成基于至少一个特征参数的当前精细的实际值和用于其的可预定的设置点值来产生更新的设置值。例如，为此，控制装置可以实现闭环控制，通过该闭环控制，通过调节VAD的速度级别来控制至少一个特征参数，使得被监测的至少一个特征参数达到预定的设置点值。
优选地，控制装置配置成处理至少一个测量信号和/或至少一个特征参数的实际值，以提供至少一个特征参数的精细的实际值。
为此，控制装置可以配置成在移动时间间隔内处理特征参数的多个实际值。时间间隔优选地包括特征参数的当前实际值和进一步的历史值，即时间间隔在过去开始并且在特征参数的当前实际值的时间点结束。优选地，时间间隔可由控制装置的用户设置或可由控制装置调节。
可以将至少一个特征参数的多个实际值存储为特征参数的实际值的时间序列。时间序列可以包括至少一个特征参数的有限数量的实际值。优选地，特征参数的有限数量的实际值可以对应于属于当前移动时间间隔的值，该值包括特征参数的当前实际值以及当前时间间隔内的进一步的历史或过去值。时间间隔以当前实际值结束，并且返回到过去的预定义的时间帧。时间间隔内的进一步的历史值可以包括位于时间间隔内的至少一个特征参数的所有实际值。然而，时间序列也可以仅包括时间间隔内的特征参数的值的每隔一个、每三个或每五个等等。因此，时间序列包括一行连续的实际值或实际值序列。
在特定实施例中，特征参数的当前精细的实际值是特征参数的当前实际值的移动平均值以及移动时间间隔内的进一步的历史或过去值。此外或可选地，特征参数的当前精细的实际值可以基于从中导出特征参数的至少一个测量信号的移动平均值。
在特定应用中，特征参数的生理上引起的波动可由患者胸腔中的压力波动引起。压力波动可能是由于患者的辅助或自主呼吸。更具体地，当患者通过肺通气接收呼吸辅助时，波动可以与呼吸频率或通气频率相关。其他原因也可能导致波动。例如，仅举几个示例，生理上引起的波动可以是由主动脉内球囊反搏泵(IABP)、外部反搏(ECP)治疗、通过改变患者身体的位置(例如改变身体为特伦德伦伯格卧位)引起的压力波动。
简而言之，IABP是一种机械装置，可增加心肌氧气灌注，同时增加心输出量。IABP可以由位于主动脉中的圆柱形球囊组成，将其膨胀和紧缩控制为相对于心脏的脉动反向脉动。ECP是通过腿上的气动袖口对患者进行的手术，气动袖口基于患者的心电图定时膨胀和紧缩，理想地在心脏舒张开始时膨胀并且在心脏收缩开始时紧缩。ECP类似于IABP，因为它会增加主动脉的压力，而心脏在心脏舒张期间会放松。在特伦德伦伯格卧位，身体以背部平躺，脚比头部高15-30度，而反向特伦德伦伯格卧位则相反，身体在相反方向倾斜。
为此，控制装置可以配置成基于特征参数的至少一个测量信号和/或历史实际值确定与将被消除或至少减少的生理上引起的波动相关的频率，例如，呼吸或通气频率。例如，可以通过测量测量信号中最小值或最大值出现之间的时间来检测呼吸或通气频率。例如，通气频率VF(或相应地也可以称之为呼吸频率)可以通过至少一个测量信号或至少一个特征参数的两个连续最大值(或最小值)之间的时间间隔来计算。
例如，假设测量信号是左心室压力LVP并且将特征参数定义为舒张末期左心室压力EDLVP。从而，在所使用的参考值(例如，左心室压力LVP或舒张末期左心室压力EDLVP)出现的时间点tk-1和再次出现的时间点tk，实际呼吸频率VF可以被确定为
VF＝(tk，EDLVP，max-tk-1，EDLVP，max)-1和/或
VF＝(tk，LVP，max-tk-1，EDLVP，max)-1。
为了消除或减少生理上引起的波动，控制装置可以配置成通过应用移动平均滤波器来处理至少一个测量信号中的一个或更多个和/或至少一个特征参数的实际值的序列。移动平均滤波器可以具有与要消除的生理上引起的波动的周期性相关的大小。可选地或附加地，控制装置可以配置成通过应用具有与将被消除的生理上引起的波动有关的特征截止频率的高通滤波器来处理至少一个测量信号中的一个或更多个和/或至少一个特征参数的实际值序列。
例如，在生理上引起的波动与呼吸相关的示例性应用中，波动的周期性与呼吸频率或通气频率相关。因此，移动平均滤波器可具有与呼吸频率或通气频率相关的尺寸。也就是说，移动平均滤波器的大小可以定义时间间隔。
作为至少一个测量信号，可以使用患者的循环系统中的至少一个压力。仅举几个优选的示例，例如，至少一个测量信号可以是左心室压力LVP、主动脉压力AoP、中心静脉压力CVP、肺动脉压力PAP和患者的ECG信号中的至少一个。
作为至少一个特征参数，可以使用在心动周期的预定事件处的血管和/或心内血压的特定值。
在进一步的发展中，至少一个特征参数可以从心动周期的预定事件下血管和/或心内血压的至少两个特定值导出。例如，至少一个特征参数可以是在一个心动周期期间两个特定事件下的两个心内压力之间的压力梯度。
例如，至少一个特征参数可以是在心动周期的舒张阶段期间左心室压力LVP的填充梯度
Figure GDA0003279814210000051
这里将心动周期在二尖瓣开放的时间点tOMV和二尖瓣关闭的连续的时间点tCMV之间定义为
Figure GDA0003279814210000061
其中j表示特定的心动周期，即j+1表示心动周期j之后的心动周期，其中，j＝1、2、3……
基于填充梯度FG作为至少一个特征参数，控制装置可以配置成产生更新的设置值，使得填充梯度变为或保持为正且接近零。最优选地，控制装置配置成保持填充梯度为零。
可选地或附加地，至少一个特征参数可以是心脏的舒张期松弛(diastolicrelaxation)或收缩期收缩(systolic contraction)。
收缩期收缩定义为在关闭二尖瓣时和在打开主动脉瓣时观察到的左心室压力值的差值除以它们之间的时间跨度(即从关闭二尖瓣直到打开主动脉瓣所花费的时间)的正商。
舒张期松弛定义为在关闭主动脉瓣时和在打开二尖瓣时观察到的左心室压力值的差除以它们之间的时间跨度(即从关闭主动脉瓣直到打开二尖瓣所花费的时间)的商。
此外，控制装置还可以配置成基于至少一个特征参数中的一个的出现和再次出现之间的时间间隔来计算实际心率。
此外或可选地，控制装置可以配置成将由VAD产生的实际血流计算为一个特定的特征参数。
关于设置值的更新，控制装置可以配置成每当存在至少一个特征参数的至少一个精细的实际值与相应的可预定的设置点值的预定偏差时产生更新的设置值。此外或可选地，控制装置可以配置成在已经产生特征参数的新的精细的实际值时更新设置值。此外或可选地，控制装置可以配置成周期性地(即以预定的更新频率)更新设置值。
关于用于辅助患者心脏的VAD的第二方面。
VAD包括，即连接或耦合到根据上述第一方面描述的控制装置中的任何一个。
在特定和示例性的优选实施例中，VAD是非脉动式旋转血泵。血泵优选是基于导管的血泵。最优选地，VAD是低惯性装置，具有以下(a)至(c)特征中的一个或更多个：(a)VAD的移动的(特别是旋转的)部件，例如转子或叶轮，包括由低重量材料(例如塑料)制成的轻质物体(low masses)；(b)驱动装置，诸如电动马达，靠近，优选地非常靠近，最优选地邻近，由马达驱动的部件(例如转子或叶轮)布置，并且，如果是基于导管的，优选地不具有旋转驱动电缆；(c)与由马达驱动的部件(例如转子或叶轮)的连接或耦连(例如轴)是短的；VAD的所有移动的(特别是旋转的)部件具有小直径。
例如，根据第一方面描述的用于VAD的控制装置可以在与基于导管的旋转血泵连接的情况下变得特别有用，可以基于至少一个确定的特征参数直接控制该血泵中的血流。例如从US5911685 A中这种血泵已众所周知。在这种情况下，控制装置是所谓的泵控制器，用于控制旋转速度，即血泵的速度级别。
基本上，将这种血泵布置成临时放置或植入左心脏或右心脏。对于左侧心脏辅助，将血泵布置成经由主动脉定位在患者心脏的左心室内部，使得血泵最终以其套管突出穿过主动脉瓣开口，以使得血液采用泵送装置能够被泵送穿过主动脉瓣从左心室进入主动脉。
对于可选的右侧心脏辅助，将血泵布置成定位在右心脏之前的腔静脉中，使得血泵以其套管突出穿过桥接右心房和右心室的三尖瓣开口，用于采用泵送装置通过套管将血流从腔静脉直接泵送入肺动脉。
例如，泵送装置可包括马达部分和固定到马达部分的远端的泵部分；但是其他配置也是可能的，例如，其中马达位于泵部分出口的远端。泵部分还可包括管状泵壳体，其具有在其中旋转的推力元件，例如叶轮。推力元件可以安放在从马达部分突出的马达轴上。可选地，可以将马达与驱动器耦连的其他方式是可能的，诸如旋转密封马达与推力元件(例如叶轮)的磁耦合。从泵部分的远端延伸的可以是流动套管，其适于使得在血泵的操作中，将血液由泵送装置吸入，或者可以在泵送泵流动方向反转时将其喷射。
当考虑控制装置的配置时，控制装置可以实现具有用于接收外部和内部信号的至少一个输入的数据获取单元。例如，一个输入可以配置成接收至少一个测量信号，该测量信号可以是例如血管压力信号或心内压力信号。
例如，可以通过可以集成到VAD中或VAD上的一个或更多个传感器，或者可以是可植入患者的传感器在内部聚集至少一个测量信号。可选地或附加地，例如，通过附加的监控系统可以在外部收集至少一个测量信号。
注意，“外部的”在此意味着包括控制装置和VAD的系统外部的信号。反过来，“内部的”表示已经存在于控制装置和/或VAD中的信号，或者由控制装置和/或VAD的组件提供的信号。
此外，控制装置可以包括或连接或耦连到具有输入装置和输出装置的用户界面。例如，输入装置可以是一个或更多个输入装置，诸如要按下的键和/或按钮和/或要旋转的旋转按钮等。输出装置可以是用于显示诸如控制装置的设置信息、控制装置和/或VAD的操作数据等信息的显示装置。特别地，输入装置和输出装置可以部分或完全集成在一个实体中，诸如触摸屏设备。可以将来自输入装置的输入信号转发到数据获取单元以供进一步使用，例如，作为控制装置的设置数据。
例如，用户界面可以配置成使用户可以选择要用于控制VAD的速度级别的至少一个特征参数中的特定参数。此外，用户界面可以提供相应的输入装置，其配置成使得用户可以为至少特征参数定义对应的设置点值，其可以由用户根据需要选择；即，设置点值可由用户预先确定。可选地或附加地，设置点值的输入可以由控制装置自身的其他内部单元提供。这样的其他内部单元可以配置成用于信号处理和/或分析，诸如下文讨论的数据处理单元。可选地或附加地，设置点值也可以由专家系统单元提供。
控制装置具有配置成输出更新的设置值的输出。这里应注意，“输出”不一定意味着信号将由控制装置输出到另一个外部实体。“输出”也可以是控制装置内部的某个点，例如，控制装置的内部实现的单元的输出，该单元配置成执行特定的功能或机能。
如上所述，在作为VAD的一个示例性实施例的示例性基于导管的旋转血泵的背景下，VAD的速度级别的设置值可以是血泵的泵送装置的旋转速度的设置值。例如，转速的设置值可以对应于由泵送装置的电动马达驱动的旋转推力元件建立的转速。
当考虑测量信号的获取时，例如，至少两个压力传感器可以布置在VAD上或集成到VAD中，从而使一个传感器检测VAD的入口处的压力，即前负荷，和另一个传感器检测VAD出口处的压力，即后负荷。可选地或附加地，VAD可以包括压力传感器，通过该压力传感器可以检测前负荷和后负荷之间的压力差。
可以由任何适当的压力传感器实现至少一个压力传感器。可选地，读出一个或更多个压力传感器，即以至少约250Hz的频率采样或拉取。
例如，当将VAD布置成用于左侧心脏辅助时，当VAD位于左心脏中时，VAD可以包括位于左心脏中入口处的第一压力传感器。压力传感器可用于生成作为至少一个物理值的代表左心室压力的测量信号。表示与循环系统相关的物理值的附加和可选的血压可以是主动脉压力AoP。因此，当血泵位于左心脏中时，VAD可以附加地或替代地包括位于主动脉中的出口处的压力传感器。对于左侧心脏辅助，优选地，至少一个特征参数可以是以下中的至少一个：在关闭主动脉瓣时可观察到的主动脉压力值，在打开主动脉瓣时可观察到的主动脉压力值，在关闭二尖瓣时可观察到的舒张末期左心室压力，以及在打开二尖瓣时可观察到的左心室压力。其他可能的特征参数可以是上面讨论的压力梯度，诸如心脏的填充梯度、舒张期松弛和收缩期收缩。
相应地，在将VAD安排成用于右侧心脏辅助的情况下，VAD的入口可以位于腔静脉或右心室中，同时出口可以位于肺动脉中，因此与循环系统相关的物理量可以是中心静脉压CVP和/或肺动脉压PAP。如上面结合左侧心脏支撑所讨论的，可以相应地导出特征参数。
值得注意的是，其他装置也可以用作提供有用的测量信号的源，该测量信号表示与循环系统相关的物理值。例如，这种传感器可以包括心电图(ECG)设备的电极，其例如可附着到患者的皮肤。由ECG设备提供的这种ECG信号可以用作表示与该循环系统有关的一个物理值的一个测量信号。
控制装置可以包括至少一个计算单元，用于实现内部单元，该内部单元配置成用于控制装置的内部功能或机能。计算单元可包括其任何硬件和软件的组合。也就是说，计算单元可以包括可编程硬件，其可以借助于包括软件代码的相应计算机程序来配置，如本文所述，该软件代码用于使可编程硬件执行例如控制装置的特定功能或机能的相应所需步骤。可编程计算单元在本领域是通用的和为本领域技术人员中所公知，因此不需要详细描述。
当然，计算单元可以包括特定的专用硬件，其包括硬编码的特定功能，诸如现场可编程门阵列(FPGA)和/或一个或更多个专用处理器，诸如用于处理和/或分析例如至少一个测量信号的信号处理器。在这方面，控制装置可以在结构上包括硬件单元和/或软件模块，两者都实现各自的功能单元，这些功能单元相互协作用于控制VAD的速度。为简单起见，假设将这里描述的功能和机能视为一起由控制装置实现。注意，这里参考在控制装置中或由控制装置实现并且配置成用于特定功能或机能的专用单元来描述控制装置的特定功能，但是通常可以根据需要调整特定单元与特定功能或机能的关联。
首先，控制装置可以实现上述数据获取单元。数据获取单元可以配置成收集外部和内部测量的信号。其次，控制装置可以实现信号处理单元。信号处理单元可以配置成通过处理至少测量信号来导出特征参数。例如，信号处理单元可以配置成从表示左心室压力随时间变化的测量信号确定舒张末期左心室压力作为至少一个特征参数。可选地或附加地，信号处理单元还可以配置成基于至少一个导出的特征参数和/或至少一个测量信号产生可用作特征参数的进一步值。第三，控制装置可以实现信号分析单元。信号分析单元可以配置成随时间分析外部和内部信号和/或至少一个特征参数。例如，信号分析单元可以配置成例如预测辅助心脏的心动周期中的特定事件的下一次发生。例如，这样的事件可以是时间点，预期主动脉瓣关闭的下一次发生。此外，信号分析单元可以配置成执行至少一个测量信号的上述处理和/或至少一个特征参数的实际值，以提供其精细的实际值。第四，控制装置可以实现速度命令单元。通常，速度命令单元可以配置成提供速度命令信号，该速度命令信号指示由VAD(例如，通过VAD的马达，诸如，示例性旋转血泵的电动马达)建立的速度级别。第六，控制装置可以实现马达控制单元；但是马达控制单元也可以在控制装置外部。马达控制单元可以配置成根据当前速度命令信号调节VAD的速度级别，以根据速度的当前实际设置值建立速度。例如，在旋转血泵的情况下，马达控制单元可以配置成通过改变供应到血泵的电动马达的电功率来调节旋转血泵速度。例如，马达控制单元可以调节供应到血泵的马达的电动马达电流。最后，信号处理单元和信号分析单元可以由诸如数据处理单元之类的一个单元实现。
如上所述，信号处理单元和/或信号分析单元可以配置成基于相应测量信号的导数确定至少一个特征参数。
例如，特征参数可以是舒张末期左心室压力。为此，控制装置可以配置成使用左心室压力LVP的测量信号LVPmeas作为心内压力及其导数。此外，至少一个特征参数可以是舒张末期左心室压力EDLVP，其可以通过基于表示左心室压力的测量信号的第一和/或第二导数采样或拉取来检测。为此，可以基于测量信号LVPmeas和/或测量信号LVPmeas的导数d/dt导出EDLVP的实际值。也可以使用附加信号。
例如，可以基于测量信号LVPmeas的一阶导数来检测EDLVP的实际值。可以计算测量信号LVPmeas相对于时间的导数，即dLVPmeas/dt。当一阶导数dLVPmeas/dt达到或超过预定阈值Vthreshoid时，和/或当其他合适的条件有效时，则在该特定时间点tk处可确定实际EDLVP(tk)值。
例如，可以针对特定患者单独设置预定阈值Vthreshold，例如，通过心电图(ECG)的方式。例如，控制装置可以配置成将测量信号LVPmeas与ECG信号或基于其的触发信号进行比较。例如，可以在相应ECG信号中出现R波之后不久检测到EDLVP。可以相应地调整阈值Vthreshold，使得其在ECG信号中出现R波时或之后不久匹配一阶导数dLVPmeas/dt。也就是说，可以通过参考另一个信号来设置一阶导数dLVPmeas/dt的特定值，该另一个信号可以是例如ECG信号。
可选地，也可以仅通过使用ECG信号来确定EDLVP的实际值。例如，控制装置可以配置成监视关于R波的ECG信号，其大致与EDLVP的发生一致。可选地，控制装置可以仅接收并使用指示R波发生的触发信号，以确定LVP的实际值作为EDLVP的当前实际值。
由VAD产生的实际血流的计算可以如下，例如，在作为示例性VAD的旋转血泵的情况下，控制装置可以配置成基于血泵的入口和出口之间的实际压力差、血泵的实际速度和供应给血泵的电功率计算通过血泵的实际血流量。优选地，为此，控制装置可以访问存储的表示这些参数之间的关系的一组特征曲线。该组特征曲线可以存储在计算单元的存储器中或计算单元可访问的血泵中的存储器中。例如，该组特征曲线可以以查找表的形式存储。
在下文中，将参考附图通过示例解释本发明；其中
图1示出了作为VAD的示例的基于导管的血管内血泵，其通过主动脉放置并穿过主动脉瓣延伸到心脏的左心室中，以及用于血泵的控制装置的实施例的简化框图；
图2示出了图1的具有一些细节的VAD的侧视图；
图3示出了在接收VAD的心脏辅助并且通过肺通气装置接收呼吸辅助的患者的应用情况中的图1的控制装置；
图4A-4C示出了在检测到的心脏舒张末期压力值(图4A)时由于肺通气(图4C)生理上引起的波动和舒张末期压力信号，其中在控制装置的控制下减少了生理上引起的波动(图4A)和血泵的转速(图4B)；
图5A-5B示出了左心室压力信号中的舒张末期压力值的检测；
图6A-6C示出了两个心动周期期间左心室压力信号的图表(图6A)，其说明了压力梯度，诸如填充梯度(图6B)、收缩期收缩和舒张期松弛，特别是没有VAD辅助的填充梯度(图6B)，以及基于填充梯度的速度级别控制的效果(图6C)；
图7通过几个pV环进一步说明了图6C的VAD辅助的效果；以及
图8是表示旋转血泵处前负荷和后负荷之间的实际压差ΔPpump，实际血泵速度npump和血泵产生的相应血流Qpump之间的关系的特性曲线图。
现在参考图1和图2，图1示出了左侧的基于导管的旋转血泵(在下文中称为“血泵”)，其在本文中描述为VAD的一个示例性实施例，同时图2中更加详细地示出了示例性血泵。
血泵基于导管10，借助于导管10，将血泵通过主动脉12和主动脉瓣15暂时引入心脏的左心室16。如图2中更详细地示出，除了导管10之外，血泵还包括固定到导管管道20的端部的旋转泵送装置50。旋转泵送装置50包括马达部分51和位于其轴向距离处的泵部分52。将流动套管53的一端连接到泵部分52，从泵部分52延伸并且具有位于其另一端的流入笼(inflow cage)54。流入笼54附接有柔软且柔性的尖端55。泵部分52包括具有出口开口56的泵壳体。此外，泵送装置50包括从马达部分51突出延伸到泵部分52的泵壳体中的驱动轴57。驱动轴57驱动作为推力元件的叶轮58，通过该推力元件，在旋转泵送装置的操作期间，可以通过流入笼54将血液吸入并通过出口开口56排出。
当根据适应性需要时，泵送装置50也可以反向泵送，例如，当血泵放在右心室位置时根据需要。在这方面并且为了完整起见，图1示出了旋转血泵作为位于左心室中并且用于辅助左心室的VAD的一个特定示例。为了辅助右心室，本示例的旋转式血泵可以从腔静脉引入右心室并位于右心室中，使得血液可以喷射到肺动脉中。在这种配置中，血泵可以配置成用于从腔静脉或右心室吸血并用于将血液喷射到肺动脉中。也就是说，可以相应地转移由一个特定实施例描述的原理和功能以用于辅助右侧心脏。因此，不需要详细描述。
在图1和图2中，三条线、两条信号线28A和28B以及用于向马达部分51提供电流的电源线29穿过导管10的导管管道20到达泵送装置50。两条信号线28A、28B和电源线29在其近端处附接到控制装置100。不言而喻，可能还有额外的管线(line)用于进一步功能；例如，用于清洗流体的管线(未示出)也可以穿过导管10的导管管道20到达泵送装置50。可以基于不同的传感技术添加额外的管线。
如图2所示，信号线28A、28B是血压传感器的一部分，分别具有相应的传感器头30和60，它们位于泵部分52的壳体的外部。第一压力传感器的传感器头60与信号线28B相关联。信号线28A与第二血压传感器的传感器头30相关联并连接到第二血压传感器的传感器头30。例如，血压传感器可以是根据如US5911685 A中所描述的法布里-珀罗原理起作用的光学压力传感器，其中两条信号线28A、28B是光纤。然而，作为替代也可以使用其他压力传感器。基本上，压力传感器的信号携带关于传感器位置处的压力的相应信息，并且可以是任何合适的物理源，例如，光学、液压或电气等的源，压力传感器的信号通过相应的信号线28A、28B传输到控制装置100的数据处理单元110的相应输入端。在图1所示的示例中，压力传感器布置成使得主动脉压力AoP由传感器头60测量，以及左心室压力LVP由传感器头30测量。
数据处理单元110通过输入101与相应的信号线28A、28B连接，以接收主动脉压AoP的相应测量信号AoPmeas和左心室压力LVP的相应测量信号LVPmeas。
数据处理单元110配置成用于获取外部信号和内部信号，用于信号处理，诸如计算两个压力信号之间的差，作为估计泵流量的基础，用于信号分析，诸如导出至少一个特征参数σ(例如舒张末期左心室压力EDLVP或心脏的填充梯度FG)的实际值，其将被转发到速度命令信号发生器120。
数据处理单元110通过输入端102、103处的相应信号线连接到额外的测量装置300，例如，心电图仪(ECG)310。ECG 310向数据处理单元110提供ECG信号。装置310是示例性的而非限制性的，即由装置320表示的其他外部测量设备可以提供有用信号并且也可以使用。
控制装置100还包括用户界面200，用户界面200包括作为输出装置的显示器210和作为输入装置的输入装置220，例如键盘、按钮等。显示装置210和输入装置220以触摸屏设备的形式部分地集成在一起。在显示器210上，可以显示设置参数，诸如测量的压力信号之类的被监视参数，以及诸如设置菜单等之类的其他信息。具体地，可以经由显示装置210向用户显示至少一个特征参数σ的精细的实际值，诸如EDLVP*或FG*。此外，借助于用户界面220，控制装置100的用户和VAD可以与控制装置100交互，例如，通过更改系统的所需设置。
此外，在输出104处提供至少一个特征参数σ的精细的实际值，诸如EDLVP*，FG*，其中消除或减少了生理上引起的波动的影响，用于根据需要供外部使用。
数据处理单元110还配置成提供至少一个特征参数σ的精细的实际值，诸如例如，EDLVP*或FG*。将至少一个特征参数σ的精细的实际值转发到速度命令信号发生器120。
速度命令信号发生器120配置成生成并调整(即更新)实际速度命令信号nVAD set并将其提供给速度控制单元130。速度命令信号nVAD set由在外部反馈回路中操作的命令信号发生器120提供，其中将至少一个特征参数σ的精细的实际值连续地馈送到命令信号发生器120。
命令信号发生器120还接收至少一个特征参数σ的相应的设置点值SP，诸如EDLVPset或FGset。设置点值SP也由数据处理单元110提供。命令信号发生器120配置成基于与至少一个特征参数σ的精细的实际值(诸如EDLVP*或FG*)和相应的设置点值SP之间的实际差相对应的误差信号ERR(参见图3)生成实际速度命令信号nVAD set。例如，可以基于误差信号以比例-积分-微分(PID)控制器125(参见图3)或任何其他替代控制器(如模糊控制器)的方式生成实际速度命令信号nVAD set。将生成的实际速度命令信号nVAD set转发到速度控制单元130。
因此，速度控制单元130根据接收到的速度命令信号nVAD set控制VAD的速度nVAD。参考作为示例性VAD的旋转血泵，速度控制单元130经由引导穿过导管管道20的电源线29将马达电流IVAD提供给泵送装置50的马达部分51。供应的马达电流IVAD的实际水平对应于泵送装置50所需的电流以建立由实际速度命令信号nVAD set定义的目标速度级别。通过电源线29，泵送装置50可以与控制单元100进行通信，即可以提供与实际转速相对应的信号。
所提供的马达电流IVAD的测量信号是到控制装置100的内部信号的示例，其也被提供给数据处理单元110以供进一步处理和使用。
根据第一方面，用于泵送装置50的控制装置100作为具有可设置速度级别的VAD的实施例包括输入101，输入101配置成接收代表与接收VAD的心脏辅助的患者的循环系统相关的身体值的左心室压力LVP的测量信号LVPmeas。
控制装置100配置成提供至少一个特征参数的精细的实际值EDLVP*或FG*，其中消除或至少减少了生理上引起的波动。为此，在所示的实施例中，数据处理单元110配置成从测量信号LVPmeas导出EDLVP的实际值作为心脏的至少一个特征参数σ的实际值。
数据处理单元110进一步配置成处理测量信号LVPmeas或实际值EDLVP或FG，以便提供精细的实际值EDLVP*或FG*，其中消除了生理上引起的波动。数据处理单元110的输出将至少一个特征参数σ的精细的实际值EDLVP*或FG*转发到速度命令单元120。
速度命令单元120反过来又在输出105处向马达控制单元130提供相应更新的速度命令信号nVAD set以作为当前设置值。
马达控制单元130提供由泵送装置50所需的相应马达电流IVAD，以建立由速度命令信号nVAD set定义的目标速度级别。
图3示出了图1的改进的控制装置100在患者P接收VAD 50的心脏辅助和肺通气装置70的呼吸辅助的上下文中的应用的实施例。
首先，在图3的右侧，用虚线框表示患者P。此外，方框H描述了患者P的心脏。为简单起见，方框H的下半部分对应于左心室16，具有图1和图2的泵送装置50的流入笼54的流动套管53以及压力传感器之一的传感器头30位于其中。马达部分51、泵部分52和泵壳体56位于主动脉瓣15之后的主动脉中。泵送装置50的马达部分51产生泵送装置50的泵送速度。通过由控制装置100的马达控制单元130经由电源线29提供必要的马达电流IVAD，可以基于作为至少一个特征参数σ的精细的实际值EDLVP*或FG*来控制VAD的速度。
方框P中进一步示出了表示患者P的肺L的框。在该示例中，心脏功能不足的患者P通过泵送装置50接收心脏辅助并且还通过通气装置70对肺L进行通气辅助。
由于通气，肺L膨胀和收缩。因此，患者P的胸腔中的压力受到影响，导致心内压力的同步变化。因此，测量的左心室压力LVP包括生理上引起的相应的波动。
通过通风压力传感器72，控制装置100接收由通风压力传感器72感测的压力信号，该压力信号用于通风压力VentPmeas的测量信号。
控制装置100的数据处理单元110配置成对所接收的测量信号LVPmeas执行连续信号处理，以产生特征参数σ的精细的实际值EDLVP*或FG*，其中消除或至少降低了生理上引起的波动。此外，数据处理单元110配置成对所接收的通气压力VentPmeas的测量信号执行连续信号处理。
为了控制泵送装置50的泵速，数据处理单元110配置成导出和处理在相应的测量信号LVPmeas中检测到的或从其导出的EDLVP的实际值。
将作为特征参数σ的EDLVP的精细的实际值EDLVP*或FG*转发到速度命令单元120。速度命令单元120配置成执行与用于EDLVP或FG的可设置的设置点值SP(诸如EDLVPset或FGset)的比较，并产生提供给马达控制单元130的相应的速度命令信号nVAD set，其又相应地调节提供给泵送装置50的电动马达的马达电流。
为此，如图5A和图5B所示，数据处理单元110配置成基于左心室压力的测量信号LVPmeas的一阶导数dLVPmeas/dt的经滤波的(或平滑的)版本FV来确定实际值EDLVP。
例如，当确定左心室压力的测量信号LVPmeas的一阶导数dLVPmeas/dt等于预定阈值Vthreshoid(和/或其他条件有效)时，将LVP的当前实际值确定为EDLVP的当前实际值。
可选地或附加地，控制装置100可以使用ECG装置310提供的ECG信号。这里，数据处理单元110配置成检查ECG信号是否显示R波作为另一条件。此外，如上面所讨论的，利用ECG信号，控制装置100可以配置成基于ECG信号中出现的R波调整预定阈值Vthreshoid，使得可以基于LVPmea的一阶导数确定EDLVP的实际值。
在VAD的操作中，基于EDLVP的精细的实际值EDLVP*和相应的设置点值SP控制血泵速度级别。速度命令单元120配置成基于精细的实际值EDLVP*和设置点值SP来计算误差信号ERR。速度命令单元120还配置成基于误差信号ERR以PID控制器125的方式产生向马达控制单元130提供的相应更新的速度命令信号nVAD set。
可以将VAD的速度级别的上述控制原理从基于作为表示与循环系统相关的物理量的测量信号的LVP修改为基于表示与循环系统相关的物理量的任何一个或更多个其他测量信号。例如，可以使用另一个或另外的血管和/或心内压力(例如主动脉压力AoP)，用于右侧心脏辅助的中心静脉压力CVP和/或肺动脉压力PAP，以及ECG信号。
如上所述，由于通气，肺L通过通气装置70膨胀和收缩。因此，患者P的胸腔中的压力受到影响，导致测量信号LVPmeas发生相应的变化。因此，在吸气阶段期间，导出的EDLVP在吸气阶段期间增加并且在呼气阶段期间减小。这导致相应的生理上引起的波动，其受到VAD速度级别的控制。
图4A至图4C示出了导出的实际值EDLVP的通气引起的变化。在图4A中，绘制了测量信号LVPmeas(实线)，并且用三角形标记导出的实际值EDLVP。图4C示出了通风压力VentP，其导致EDLVP值随时间的相应波动。
为了消除这些生理上引起的波动，作为第一种方法，数据处理单元110配置成对导出的实际值EDLVP应用平均滤波器。
关于平均滤波器的设置，数据处理单元110可以配置成基于通风压力VentPmeas的测量信号连续地或者不时地或者周期性地确定通风频率VF。
已经发现，与通风频率VF的倒数值(即1/VF)相对应的滤波器尺寸(或滤波器窗口)可有效地补偿通风的影响。换句话说，数据处理单元110可以配置成针对与通气频率VF相关的时间间隔针对每个时间点计算导出的实际值EDLVP的实际平均值。
例如，时间间隔可以由通风频率VF的倒数值或其倍数n(即
Figure GDA0003279814210000171
其中n＝1、2、3......)来定义。
可选地，数据处理单元110可以配置成通过如上所述的实际值EDLVP的两个连续最大值或最小值之间的时间间隔来计算通气频率VF。
可选地，作为移动平均滤波器的替代，所应用的滤波器可以是具有特征截止频率设置的高通滤波器，以便要消除的生理上引起的波动消失。特别地，控制装置可以配置成将高通滤波器的特征截止频率设置为确定的通风频率VF。
关于VAD的速度级别控制，控制装置100的信号处理单元110可以进一步或可选地配置成分别确定心脏收缩阶段和心脏舒张阶段的开始和结束。所实现的值检测算法(将在下面粗略解释)是基于左心室压力LVP和/或主动脉压力AoP的测量信号。基于所确定的相应心脏收缩阶段和心脏舒张阶段的开始和结束，可以基于其计算心脏收缩和心脏舒张。
图6A示出了在两个心动周期j、j+1期间左心室LVP和主动脉AoP中的压力的图，用于说明心脏的填充梯度FG，收缩期收缩SC和舒张期舒张DR。这些压力梯度FG、SC、DR也可以(可选地或另外地)用作特征参数，其受到VAD的速度级别的控制。
这里使用的术语“心动周期”包括心脏在一次心跳期间的动态行为，包括例如血压和心室容量的时间依赖性变化。这里将心跳定义为从心房收缩的唤醒开始，直到在随后的心房收缩之前结束，区分心脏收缩和心脏舒张。心脏的心脏收缩(也称为心脏的射血期)是关闭二尖瓣和关闭主动脉瓣之间的阶段。心脏舒张(也称为心脏的填充阶段)是下一心脏周期中关闭主动脉瓣和关闭二尖瓣之间的阶段。心脏经过心动周期的频率称为心率。
图6A中的各个点1至4标记了两个所示心动周期j、j+1中的每一个中的各自特定特征事件，即关闭二尖瓣(点1，CMV)，打开主动脉瓣(点2，OAV)，关闭主动脉瓣(点3，COV)，以及打开二尖瓣开口(点4，OMV)。下面基于心动周期j继续讨论。
因此，在关闭二尖瓣(点1)和打开主动脉瓣(点2)之间的心动周期的收缩期期间，左心室压力LVP的压力梯度描述了收缩期收缩SC(即心脏的收缩)，其被定义为
Figure GDA0003279814210000181
其可以用作心脏泵性能的量度，在由独立于前负荷和后负荷的刺激激活时可以缩短其在肌肉纤维的程度；它是心输出量的主要决定因素，也是心脏补偿的重要因素。数据处理单元110可以配置成将实际收缩期压缩SC计算为特征参数σ。
在关闭主动脉瓣(点3，COV)和打开二尖瓣开口(点4，OMV)之间的心动周期的心脏舒张期间，左心室压力LVP的压力梯度描述了心脏的心脏舒张松弛DR，其定义为
Figure GDA0003279814210000182
其可以用于识别心脏舒张功能障碍，即心跳的松弛阶段的异常，在该心跳的松弛阶段心脏充满血液以准备下一次射血。数据处理单元110可以配置成计算心脏的实际舒张期松弛DR作为特征参数σ。
最后，在心动周期j中的打开二尖瓣(点4，OMV)和在接下来的心动周期j+1中关闭二尖瓣(点1，CMV)之间的心动周期的舒张期期间，将左心室压力LVP的压力梯度称作填充梯度FG，其定义为
Figure GDA0003279814210000183
其可以用作描述是否不适当放松左心室的量度并且变得僵硬意味着心室不能正确地填充血液。数据处理单元110可以配置成将实际填充梯度FG计算为特征参数σ。
图6B和图6C示出了基于监测作为至少一个特征参数σ的填充梯度FG对VAD速度进行控制的效果。为此，数据处理单元110配置成计算上面讨论的在结束心动周期j中打开二尖瓣时和在接下来的心动周期j+1中关闭二尖瓣时观察到的左心室压力值的差除以它们之间的时间跨度的商。
图6B描绘了仍然加载的心脏不足(即通过施加VAD没有充分辅助的)的LVP的波形。左心室不能正常放松并变得僵硬，因此左心室不能正确地填充血液。这通过填充梯度FG(图6B中的虚线)是正的和倾斜的，即大于零来识别。
图6C示出了经过VAD良好调整的心脏辅助的效果，其中对VAD速度的控制是基于对填充梯度FG的监测和相应调节的VAD速度的，使得由VAD提供的对心脏的辅助量是使得填充梯度变为正，而不是负的，以避免抽吸。假设监测填充梯度FG并使其保持接近或等于零标记了适当的心脏辅助量以卸载弱化的心脏并支持心脏恢复。
图7进一步示出了基于填充梯度FG(图6C)由泵送装置50辅助心脏的效果，所述填充梯度FG作为一个心动周期内关于左心室压力LVP和绝对左心室容积LVV的变化的至少一个特征参数σ，其中一个心动周期称为特征性pV-环。
对辅助心脏的pV环的形状和位置的影响与VAD提供的辅助量相关，例如示例性血泵，其与血泵速度相关。值得注意的是，由于由VAD的泵送装置产生的血流取决于VAD的后负荷和前负荷之间的压力差，因此VAD的速度与产生的血流之间没有线性关系，所提供的辅助也是如此。但是，通过增加VAD的速度可以增加辅助量是大致正确的。
图7所示的图表从VAD(对应于图6B)提供的不支持的情况开始，其由位于图的中间和更右侧的高pV环(粗线)反映。随着VAD的支持(即通过泵送装置50)的增加，如螺旋线那样彼此连接的pV环波形的中心，移到图的左侧，而相应的pV环的区域变得越来越小。pV外观的区域反应了心脏本身产生的实际工作，即施加在心脏上的实际负荷。因此，图7示出了泵送装置50对心脏的卸载。线索不是通过VAD提供的辅助可以对心脏卸载的事实。线索是找到、维持和调整实际的辅助量，以便对心脏充分卸载以支持其恢复。
这可以根据本文提出的使用合适的特征参数σ的速度级别控制来完成，例如结合图6C讨论和说明的填充梯度FG。
为了完整起见，已知可以通过超声心动图装置监测左心室VLV的绝对体积。
图8是示出一组特征曲线的示例图，该特征曲线表示作为本文使用的VAD的示例的用于示例性血管内旋转血泵的血泵前负荷和后负荷之间的实际压力差ΔPpump、实际血泵速度npump和通过血泵的血流量Qpump之间的关系。
通过血泵的实际血流量Qpump可以基于一组特征曲线被确定为压力差ΔPpump和实际泵速npump的函数，
Qpump＝f(ΔPpump,npump)
实际压差ΔPpump可以通过图2中的压力传感器30、60来确定。实际血泵速度对于数据处理单元110(特别是在速度命令单元120和/或马达控制单元130中)是已知的。因此，实际血流量Qpump可以由数据处理单元110确定。由图8中所示的一组特征曲线描述的上述值ΔPpump、Qpump和npump之间的关系可以作为控制装置100中的查询表存储在存储器(例如数据处理单元110的只读存储器)，或血泵或马达控制单元130中的芯片上的存储器中。
其他实施例
本发明特别涉及以下编号项中定义的以下实施例：
1.一种用于具有可设置的速度级别的心室辅助装置VAD(50)的控制装置(100)，所述控制装置(100)包括：输入(101)，配置成接收与通过所述VAD(50)接收心脏辅助的患者(P)的循环系统的生理状况相关的至少一个测量信号(LVPmeas)，其中所述控制装置(100)配置成从所述至少一个测量信号(LVPmeas)中的一个或更多个导出心脏(H)的至少一个特征参数的实际值(EDLVP；FG)，以及提供所述至少一个特征参数的精细的实际值(EDLVP*；FG*)，其中消除了生理上引起的波动；和输出(105)，配置成输出所述速度级别的更新的设置值(nVAD set)，其中所述控制装置(100)被配置成产生可预定的设置点值(EDLVPset；FGset)以及基于所述精细的实际值(EDLVP*；FG*)产生所述更新的设置值(nVAD set)。
2.根据第1条所述的控制装置(100)，其中，所述控制装置(100)配置成处理所述至少一个测量信号(LVPmeas)中的一个或更多个和/或所述实际值(EDLVP，FG)的时间序列以提供所述精细的实际值(EDLVP*；FG*)。
3.根据第1或2条所述的控制装置(100)，其中，所述控制装置(100)配置成在移动时间间隔内处理多个实际值(EDLVP；FG)，其包括当前实际值(EDLVP；FG)和进一步的历史实际值。
4.根据第1-3条中任一条的控制装置(100)，其中所述精细的实际值(EDLVP*；FG*)是多个实际值(EDLVP；FG)的移动平均值和/或是基于所述至少一个测量信号(LVPmeas)中的一个或更多个的移动平均值。
5.根据第1-4条中任一条所述的控制装置(100)，其中，所述控制装置(100)配置成基于所述至少一个测量信号(LVPmeas)和/或连续实际值(EDLVP；FG)和/或通风压力的测量信号确定呼吸频率或通气频率(VF)。
6.根据第1-5条中任一条的控制装置(100)，其中所述控制装置(100)配置成
通过应用具有与待消除或减少的生理上引起的波动的周期性相关的尺寸的移动平均滤波器来处理所述至少一个测量信号(LVPmeas)中的一个或更多个或实际值序列(EDLVP；FG)；和/或
通过应用具有与待消除或减少的生理上引起的波动相关的特征截止频率的高通滤波器来处理所述至少一个测量信号(LVPmeas)中的一个或更多个或所述实际值序列(EDLVP；FG)。
7.根据第1-6条中任一条所述的控制装置(100)，其中，所述至少一个测量信号(LVPmeas)中的至少一个是患者的循环系统中的至少一个压力，即左心室压力(LVP)、主动脉压(AoP)、中心静脉压(CVP)、肺动脉压(PAP)和/或患者的ECG信号中的至少一个。
8.根据第1-7条中任一条所述的控制装置(100)，其中，所述至少一个特征参数是以下中的至少一个：在心动周期的预定事件下的血管的特定值和/或心内压力；在一个心动周期期间两个特定事件下两个心内压力之间的压力梯度(SC，DR，FG)。
9.根据第1-8条中任一条所述的控制装置(100)，其中，所述至少一个特征参数是在所述心动周期的心脏舒张阶段期间打开二尖瓣(OMV)和关闭二尖瓣(CMV)之间左心室压力(LVP)的填充梯度
Figure GDA0003279814210000211
(FG)，其定义为
Figure GDA0003279814210000212
以及其中所述控制装置(100)配置成产生所述更新的设置值(nVAD set)，使得所述填充梯度
Figure GDA0003279814210000213
变为或保持为正且接近零，优选为零。
10.根据第1-9条中任一条所述的控制装置(100)，其中，控制装置(100)进一步配置成
基于至少一个特征参数(EDLVP；FG)之一的出现和连续重现之间的时间间隔来计算实际心率和/或
计算由VAD(50)产生的实际血流量。
11.根据第1-10条中的任一条的控制装置(100)，
其中控制装置(100)配置成每当精细的实际值(EDLVP*；FG*)与相应的设置点值(EDLVPset；FGset)之间存在预定差异时产生更新的设置值(nVAD set)；和/或
其中所述控制装置(100)配置成在已经产生新的精细的实际值(EDLVP*；FG*)时更新所述设置值(nVAD set)；和/或
其中所述控制装置(100)配置成以预定频率周期性地更新所述设置值(nVAD set)。
12.根据第1-10条中的任一条的控制装置(100)，其中控制装置(100)配置成在显示器(210)上显示所述精细的实际值(EDLVP*；FG*)和/或在控制装置(100)的输出(104)处提供所述精细的实际值(EDLVP*)。
13.一种用于辅助心脏的VAD(50)，包括第1至12条中任一条所述的控制装置(100)，
其中VAD(50)优选为非脉动旋转血泵；
其中，进一步优选地所述血泵是基于导管的；和
其中，所述VAD(50)最优选地是低惯性装置，其具有下面的一个或更多个特征：所述VAD的移动(特别是旋转)部件(例如转子或叶轮)包括，由低质量材料(例如塑料)制成的轻质物体；驱动装置(诸如电动马达)靠近(优选地非常靠近，最优选地邻近)由所述马达驱动的部件(例如转子或叶轮)布置，并且，如果是基于导管的，优选地不具有旋转驱动电缆；由所述马达驱动的具有部件(例如转子或叶轮)的所述马达的耦合或连接(例如轴)很短；所述VAD的所有移动(特别是旋转)部件均具有小直径。
14.一种用于获得心脏(H)的至少一个特征参数的精细的实际值的方法，所述方法包括：
接收与患者(P)的循环系统的生理状况有关的至少一个测量信号(LVPmeas)；
从所述至少一个测量信号(LVPmeas)中的一个或更多个导出心脏(H)的至少一个特征参数的实际值(EDLVP；FG)；
处理所述实际值(EDLVP；FG)或所述至少一个测量信号(LVPmeas)中的一个或更多个以提供所述精细的实际值(EDLVP*；FG*)，其中消除或减少了生理上引起的波动。
15.一种用于控制具有可设置的速度级别的心室辅助装置VAD(50)的速度级别的方法，所述方法包括：
通过根据第14条所述的方法获得心脏(H)的至少一个特征参数的精细的实际值；和
产生可预定的设置点值(EDLVPset)和基于所述精细的实际值(EDLVP*；FG*)产生所述速度级别的更新的设置值(nVAD set)。
16.根据第14条所述的方法，还包括处理所述至少一个测量信号(LVPmeas)中的一个或更多个或所述实际值的时间序列(EDLVP，FG)以提供所述精细的实际值(EDLVP*；FG*)。
17.根据第14或15条的方法，进一步包括在包括当前实际值(EDLVP；FG)和其他历史实际值的移动时间间隔内处理多个实际值(EDLVP；FG)。
18.根据第14-17条中任一项所述的方法，还包括根据所述至少一个测量信号(LVPmeas)和/或连续的实际值(EDLVP；FG)和/或通气压力的测量信号确定患者(P)的呼吸或通气频率(VF)。
19.根据第14-18条中任一项的方法，还包括
通过应用具有与待消除或减少的生理上引起的波动的周期性相关的尺寸的移动平均滤波器来处理所述至少一个测量信号(LVPmeas)中的一个或更多个或实际值(EDLVP；FG)序列；和/或
通过应用具有与待消除或减少的生理上引起的波动相关的特征截止频率的高通滤波器来处理所述至少一个测量信号(LVPmeas)中的一个或更多个或实际值(EDLVP；FG)序列。
20.根据第14-19条中任一条所述的方法，其中所述至少一个测量信号(LVPmeas)中的至少一个是患者的循环系统中的至少一个压力，即左心室压力(LVP)、主动脉压(AoP)、中心静脉压(CVP)、肺动脉压(PAP)和/或患者的ECG信号中的至少一个。
21.根据第14-20条中任一条所述的方法，其中，所述至少一个特征参数是以下中的至少一个：心动周期的预定事件下的血管和/或心内压的特定值；在一个心动周期期间两个特定事件下的两个心内压力之间的压力梯度。
22.根据第14-21条中任一条所述的方法，其中，所述至少一个特征参数是心动周期的舒张期期间在打开二尖瓣(OMV)和关闭二尖瓣(CMV)之间的左心室压力(LVP)的填充梯度
Figure GDA0003279814210000241
(FG)，其定义为
Figure GDA0003279814210000242
以及其中将控制装置(100)配置成产生更新的设置值(nVAD set)，使得填充梯度
Figure GDA0003279814210000243
变为或保持为正并接近于零，最好为零。
23.根据第14-21条中任一条所述的方法，进一步包括基于所述至少一个实际值(EDLVP；FG)之一的发生和连续发生之间的时间间隔来计算实际心率和/或计算由VAD(50)产生的实际血流量。
24.根据第14-23条任一条所述的方法，还包括
每当精细的实际值(EDLVP*；FG*)与相应的设置值(EDLVPset；FGset)之间存在预定差异时，更新设置值(nVAD set)；和/或
在已经产生新的精细的实际值(EDLVP*；FG*)时更新设置值(nVAD set)；和/或
以预定频率周期性地更新设置值(nVAD set)。
25.根据第1-12条中任一条所述的控制装置(100)或根据第14-24条中任一项所述的方法，其中待消除或减少的生理上引起的波动与患者(P)胸腔中的压力波动、患者(P)自主或辅助呼吸引起的压力波动、患者主动脉内球囊泵引起的压力波动、由通过应用于患者的外部反脉动疗法引起的压力波动、由患者的位置改变(例如进入诸如特伦德伦伯格卧位)引起的压力波动中的至少一个相关。

Claims (18)

1.一种用于心室辅助装置VAD(50)的控制装置(100)，具有可设置的速度级别，所述控制装置(100)包括：输入(101)，配置成接收与通过所述VAD(50)接收心脏辅助的患者(P)的循环系统的生理状况相关的至少一个测量信号(LVPmeas)，其中所述控制装置(100)配置成从所述至少一个测量信号(LVPmeas)中的一个或更多个导出心脏(H)的至少一个特征参数的实际值(EDLVP；FG)，以及提供所述至少一个特征参数的精细的实际值(EDLVP*；FG*)，其中消除或减少了生理上引起的波动的影响；和第一输出(105)，配置成输出所述速度级别的更新的设置值(nVAD set)，其中所述控制装置(100)被配置成基于所述至少一个特征参数的所述精细的实际值(EDLVP*；FG*)和可预定的设置点值(EDLVPset；FGset)来产生所述更新的设置值(nVAD set)，其中，所述至少一个特征参数是以下中的至少一个：
-在心动周期的预定事件下的血管的特定值和/或心内压力；
-在一个心动周期期间两个特定事件下两个心内压力之间的压力梯度(SC，DR，FG)；以及
-在心动周期的心脏舒张阶段期间打开二尖瓣的时间点tMOV和关闭二尖瓣的时间点tCMV之间左心室压力(LVP)的填充梯度
Figure FDA0003789028960000011
(FG)，其定义为
Figure FDA0003789028960000012
其中j表示特定的心动周期，j+1表示心动周期j之后的心动周期，其中，j＝1、2、3……。
2.根据权利要求1所述的控制装置(100)，其中，所述控制装置(100)配置成处理所述至少一个测量信号(LVPmeas)中的一个或更多个和/或所述实际值(EDLVP，FG)以提供所述精细的实际值(EDLVP*；FG*)。
3.根据权利要求1所述的控制装置(100)，其中，所述控制装置(100)配置成在移动时间间隔内处理多个实际值(EDLVP；FG)，其包括当前实际值(EDLVP；FG)和进一步的历史实际值。
4.根据权利要求1所述的控制装置(100)，其中所述精细的实际值(EDLVP*；FG*)是多个实际值(EDLVP；FG)的移动平均值和/或是基于所述至少一个测量信号(LVPmeas)的移动平均值。
5.根据权利要求1所述的控制装置(100)，其中，所述控制装置(100)配置成基于所述至少一个测量信号(LVPmeas)和/或历史实际值(EDLVP；FG)和/或通风压力的测量信号确定呼吸频率或通气频率(VF)。
6.根据权利要求1所述的控制装置(100)，其中所述控制装置(100)配置成
通过应用具有与待消除的生理上引起的波动的周期性相关的尺寸的移动平均滤波器来处理所述至少一个测量信号(LVPmeas)中的一个或更多个或实际值(EDLVP；FG)序列；和/或
通过应用具有与待消除的生理上引起的波动相关的特征截止频率的高通滤波器来处理所述至少一个测量信号(LVPmeas)中的一个或更多个或所述实际值(EDLVP；FG)序列。
7.根据权利要求1所述的控制装置(100)，其中，所述至少一个测量信号(LVPmeas)中的至少一个是患者的循环系统中的至少一个压力，即左心室压力(LVP)、主动脉压(AoP)、中心静脉压(CVP)、肺动脉压(PAP)和/或患者的ECG信号中的至少一个。
8.根据权利要求1所述的控制装置(100)，其中，所述控制装置(100)配置成产生所述更新的设置值(nVAD set)，使得所述填充梯度
Figure FDA0003789028960000021
变为或保持为正且接近零，或为零。
9.根据权利要求1所述的控制装置(100)，其中，所述控制装置(100)进一步配置成
基于所述至少一个特征参数(EDLVP；FG)之一的出现和连续重现之间的时间间隔来计算实际心率和/或
计算由所述VAD(50)产生的实际血流量。
10.根据权利要求1所述的控制装置(100)，
其中所述控制装置(100)配置成每当所述精细的实际值(EDLVP*；FG*)与相应的设置点值(EDLVPset；FGset)之间存在预定差异时产生更新的设置值(nVAD set)；和/或
其中所述控制装置(100)配置成在已经产生新的精细的实际值(EDLVP*；FG*)时更新所述设置值(nVAD set)；和/或
其中所述控制装置(100)配置成以预定频率周期性地更新所述设置值(nVAD set)。
11.根据权利要求1所述的控制装置(100)，其中所述控制装置(100)配置成在显示器(210)上显示所述精细的实际值(EDLVP*；FG*)和/或在第二输出(104)处提供所述精细的实际值(EDLVP*；FG*)。
12.一种用于辅助心脏的VAD(50)，包括权利要求1至11中任一项所述的控制装置(100)，
其中所述VAD(50)为非脉动旋转血泵。
13.根据权利要求12所述的用于辅助心脏的VAD(50)，其中所述血泵是基于导管的。
14.根据权利要求13所述的用于辅助心脏的VAD(50)，其中所述VAD(50)是低惯性装置，其具有下面的一个或更多个特征：所述VAD的移动部件包括由低质量材料制成的轻质物体；驱动装置靠近由马达驱动的部件布置；驱动装置如果是基于导管的，则不具有旋转驱动电缆；具有由所述马达驱动的部件的所述马达的耦合或连接很短；所述VAD的所有移动部件均具有小直径。
15.一种用于获得心脏(H)的至少一个特征参数的精细的实际值的方法，所述方法包括：
接收与患者(P)的循环系统的生理状况有关的至少一个测量信号(LVPmeas)；
从所述至少一个测量信号(LVPmeas)中的一个或更多个导出心脏(H)的至少一个特征参数的实际值(EDLVP；FG)；
处理所述实际值(EDLVP；FG)或所述至少一个测量信号(LVPmeas)中的一个或更多个以提供所述精细的实际值(EDLVP*；FG*)，其中消除或减少了生理上引起的波动的影响，
其中，所述至少一个特征参数是以下中的至少一个：
-在心动周期的预定事件下的血管的特定值和/或心内压力；
-在一个心动周期期间两个特定事件下两个心内压力之间的压力梯度(SC，DR，FG)；以及
-在心动周期的心脏舒张阶段期间打开二尖瓣的时间点tMOV和关闭二尖瓣的时间点tCMV之间左心室压力(LVP)的填充梯度
Figure FDA0003789028960000031
(FG)，其定义为
Figure FDA0003789028960000032
其中j表示特定的心动周期，j+1表示心动周期j之后的心动周期，其中，j＝1、2、3……。
16.根据权利要求15所述的方法，包括产生更新的设置值(nVAD set)的步骤，使得所述填充梯度
Figure FDA0003789028960000041
变为或保持为正且接近零，或为零。
17.一种用于针对具有可设置的速度级别的心室辅助装置VAD(50)的速度级别产生更新的设置值(nVAD set)的方法，所述方法包括：
通过根据权利要求15或16所述的方法获得心脏(H)的至少一个特征参数的精细的实际值；和
基于所述精细的实际值(EDLVP*；FG*)和可预定的设置点值(EDLVPset)来产生所述速度级别的所述更新的设置值(nVAD set)。
18.根据权利要求1-11中任一项所述的控制装置(100)或者权利要求15-17中任一项所述的方法，其中待消除或待减少的生理上引起的波动与患者(P)胸腔中的压力波动、患者(P)自主或辅助呼吸引起的压力波动、患者主动脉内球囊泵引起的压力波动、由通过应用于患者的外部反脉动疗法引起的压力波动、由患者的位置改变引起的压力波动中的至少一个相关。
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