CN111867674A - 用于治疗控制的心室辅助设备和心脏电刺激系统 - Google Patents

Abstract

一种医疗设备系统，包括心脏电刺激设备和心室辅助设备(VAD)。心脏刺激设备和VAD能够相互通信以确认检测到心脏事件。

Description

用于治疗控制的心室辅助设备和心脏电刺激系统

技术领域

本公开涉及一种医疗设备系统，其包括配置成用于协作地监测患者和/或控制递送给患者的治疗的心室辅助设备(VAD)和心脏设备。

背景技术

VAD是一种植入式血泵，其通过泵送血液以支持心脏负荷来辅助受损的心脏。VAD可以沿着动脉系统耦合，例如在心室腔与主动脉或另一动脉之间，以将血液从心室泵送到动脉系统中。此类辅助可被提供给急性或慢性心力衰竭患者，作为心脏移植的桥梁，作为允许心肌恢复的临时支持，或者作为禁忌心脏移植的心力衰竭患者的永久辅助设备。

心脏电刺激设备(诸如植入式心脏复律除颤器(ICD)、可穿戴式心脏除颤器(WCD)或其他心脏除颤设备)可监测患者的心律，并响应于检测到异常的电节律而提供电刺激治疗(诸如心动过缓起搏、抗心动过速起搏或心脏复律除颤电击)。心力衰竭患者有由于心律失常而心脏猝死的危险。ICD植入心力衰竭患者中或将WCD处方到心力衰竭患者中减少心脏猝死的危险。具有VAD和心脏除颤设备的患者可提高生存率。

发明内容

本公开的技术总体上涉及一种医疗设备系统，该医疗设备系统包括能够监测和/或提供治疗的心脏设备，诸如ICD或WCD，以及VAD。包括根据本文公开的技术操作的ICD和VAD的系统协作地提供对患者的心脏监测和递送给患者的控制治疗。心脏刺激设备和VAD能够通信。每个设备监测由相应的心脏刺激设备或VAD接收的一个或多个信号，以检测心脏事件。响应于心脏刺激设备或VAD中的一个检测到心脏事件，将信号发送到心脏刺激设备和VAD中的另一个，以请求确认所检测的心脏事件或向另一个设备警告该心脏事件是疑似的。基于心脏事件检测以及在心脏刺激设备与VAD之间传输的通信信号，心脏刺激设备和VAD中的每一个可以选择对所检测的心脏事件的适当响应，响应可以包括生成警报、将心脏事件数据存储在存储器中以供临床医生查看，和/或延迟、调整或递送用于缓解或终止心脏事件的治疗。

在一个示例中，本公开提供了一种设备，该设备包括：感测电路，该感测电路被配置成接收心脏电信号；治疗递送电路，该治疗递送电路被配置成递送电刺激治疗；遥测电路，该遥测电路被配置成与心室辅助设备(VAD)通信；以及控制电路，该控制电路被耦合到感测电路、治疗递送电路以及遥测电路。控制电路被配置成：从由感测电路接收的心脏电信号中检测心脏事件、接收由VAD发送的确认信号、基于所接收的确认信号来选择治疗递送响应，以及根据所选择的治疗递送响应控制治疗递送电路。

在另一示例中，本公开提供了一种方法，该方法包括：获取心脏电信号、从该心脏电信号检测心脏事件、从心室辅助设备(VAD)接收确认信号、基于所接收的确认信号来选择治疗递送响应、以及根据所选择的治疗递送响应控制治疗递送电路。

在又另一示例中，本公开提供了一种系统，该系统包括：包含血泵的第一设备，该血泵包括电机、用于接收来自患者心脏的血液的流入插管以及用于耦合至患者动脉的流动出口。第一设备还包括控制器，该控制器包括电源、处理器和配置成与第二设备通信的遥测电路。第一设备还包括耦合在血泵与控制器之间的驱动线，用于将驱动信号传输到血泵。控制器被配置成估计血泵的流速、根据估计的流速检测心脏事件、以及响应于检测到心脏事件而控制遥测电路将请求信号发送到第二设备。

在进一步的示例中，方法包括：估计血泵的流速、根据估计的流速检测心脏事件以及响应于检测到心脏事件而将请求信号发送到第二设备。

在下面的所附附图和说明书中阐述了本公开的一个或多个方面的细节。本公开中描述的技术的其他特征、目的以及优点将从描述、附图以及权利要求书中显而易见。

附图说明

图1A和图1B是根据一个示例的包括耦合到患者心脏的ICD和VAD的医疗设备系统的概念图。

图2是根据另一示例的植入有包括ICD和VAD的医疗设备系统的患者的概念图。

图3是根据一个示例的可以与VAD共同植入的ICD的示意图，以用于协作的患者监测和治疗管理。

图4是图1A、图1B和图2中所示的VAD的血泵的概念性开放图。

图5是图1A-图2中所示的VAD的控制器的概念图。

图6是由包括ICD和VAD的医疗设备系统执行的方法的流程图，该医疗设备系统用于检测心脏事件和管理由医疗设备系统递送给患者的治疗。

图7是根据另一示例的由包括ICD和VAD的医疗设备系统执行的方法的流程图。

图8是根据另一示例的由包括ICD和VAD的医疗设备系统执行的方法的流程图。

图9是根据又另一示例的由包括ICD和VAD的医疗设备系统执行的方法的流程图。

具体实施方式

总体上，本公开描述了一种包括VAD和另一心脏设备的医疗设备系统，以及用于检测心脏事件并协作地管理监测或治疗或对由VAD和/或心脏设备所检测的心脏事件的其他响应的技术。心脏设备可以是刺激设备(诸如ICD、WCD、自动外部除颤器(AED)或其他除颤器设备)。在其他示例中，心脏设备可以是没有治疗能力的监测设备，诸如心脏监测器。心脏事件可以是心律事件，例如，n快速性心律失常，诸如室性心动过速(VT)或心室纤颤(VF)，其可以最初由心脏刺激设备检测。在其他情况下，心脏事件可以是血液动力学事件，例如低流量或抽吸事件，其可以最初由VAD检测。心脏刺激设备和VAD被配置成用于通信以从它们中的另一设备接收数据。所接收的数据可以用于确认、重新分类或拒绝所检测的心脏事件和/或选择对心脏事件检测的适当响应，响应可以包括生成患者警报、延迟、抑制、调整或递送治疗和/或存储和显示心脏事件数据以供临床医生查看。

出于说明性目的，将相对于包括ICD和VAD的系统来描述技术。然而，本公开的方法、系统和技术可以用于不包括ICD或除ICD之外还包括另一心脏刺激设备(诸如WCD、AED等)的其他医疗设备系统中。

图1A和图1B是根据一个示例的医疗设备系统10的概念图，该医疗设备系统10包括ICD 14和耦合到患者心脏8的VAD 100。图1A是植入在患者12体内的系统10的正视图。图1B是植入在患者12体内的系统10的横向视图。ICD 14被耦合至携载一个或多个电极的心血管外引线16，该电极用于感测心脏电信号并用于递送心脏电刺激治疗。VAD 100被示为植入式血泵101，其流体地耦合在患者12的心室与动脉之间。血泵101经由经皮驱动线120电耦合至外部的可穿戴式控制器110。

ICD 14包括壳体15，壳体15形成保护ICD 14的内部部件的气密密封。ICD 14的壳体15可由导电材料(诸如，钛或钛合金)形成。壳体15可用作电极(有时被称为“罐”电极)。壳体15可以用作在递送使用高压治疗电路所递送的心脏复律/除颤(CV/DF)电击或其他高压脉冲时所使用的有源(active)罐电极。在其他示例中，壳体15可用于结合由引线16携载的电极来递送单极、低电压的心脏起搏脉冲和/或用于感测心脏电信号。在其他情况下，ICD14的壳体15可以包括在壳体的外部部分上的多个电极。壳体15的充当电极(多个)的外部部分(多个)可以涂覆有材料，诸如，氮化钛，例如以用于减少刺激后极化伪影。

ICD 14连接到心血管外电刺激和感测引线16。ICD 14包括连接器组件17(也被称为连接器块或头部)，连接器组件17包括穿过壳体15的电馈通件，以提供在引线16的引线体18内延伸的导体与被包括在ICD 14的壳体15内的电子部件之间的电连接。如在本文中将进一步详细描述的，壳体15可容纳一个或多个处理器、存储器、收发器、心脏电信号感测电路系统、治疗递送电路系统、电源和用于感测心脏电信号、检测心律、控制和递送电刺激脉冲以治疗异常心律以及与VAD 100和外部编程器40通信的其他部件。

细长引线体18具有近端27和远侧部分25，该近端27包括配置成连接到ICD连接器组件17的引线连接器(未示出)，该远侧部分25包括一个或多个电极。在图1A和图1B所示的示例中，引线体18的远侧部分25包括除颤电极24和26以及起搏/感测电极28和30。在一些情况下，除颤电极24和26可以一起形成除颤电极，因为它们可以被配置成同时被激活。替代地，除颤电极24和26可以形成分开的除颤电极，在这种情况下，电极24和26中的每个电极可以被独立地激活。

电极24和26(以及在一些示例中，壳体15)在本文中被称为除颤电极，因为它们单独或共同地用于递送高电压刺激治疗(例如，心脏复律或除颤电击)。电极24和26可以是细长的线圈电极，并且与起搏和感测电极28和30相比，通常具有相对高的表面积以用于递送高电压电刺激脉冲。然而，除了高电压刺激治疗之外或代替高电压刺激治疗，电极24和26以及壳体15还可以用于提供起搏功能、感测功能、或者起搏和感测功能两者。在这个意义上，本文中对术语“除颤电极”的使用不应当被视为将电极24和26限制成仅用于高电压心脏复律/除颤电击治疗应用。例如，电极24和26可以在用于感测心脏电信号以及检测并且区分心脏心律失常的感测向量中被使用。

电极28以及30是具有相对较小表面区域的电极，其可用于感测电极向量中以用于感测心脏电信号，并且在一些配置中可用于递送相对低电压的起搏脉冲。电极28和30被称为起搏/感测电极，因为它们通常被配置用于低电压应用，例如，用作用于递送起搏脉冲和/或感测心脏电信号的阴极或者阳极，与递送高电压心脏复律除颤电击相反。在一些实例中，电极28和30可以提供仅起搏功能、仅感测功能、或起搏功能和感测功能两者。

ICD 14可经由一个或多个感测向量获得与心脏8的电活动相对应的心脏电信号，该一个或多个感测向量包括电极24、26、28和/或30的组合。在一些示例中，ICD 14的壳体15与感测电极向量中的电极24、26、28和/或30中的一个或多个电极组合使用。在一个示例中，感测向量包括电极28和30。在另一示例中，感测向量包括除颤电极24和壳体15。这些示例本质上是示例性的并不旨在限制。利用电极24、26、28和30和壳体15的组合的各种感测电极向量可用于获取由包括在ICD 14中的感测电路系统接收的一个或多个心脏电信号。

在图1A和图1B中所示出的示例中，电极28被定位在除颤电极24的近侧，并且电极30被定位在除颤电极24与26之间。引线16可以不包括起搏/感测电极，包括一个、两个或更多个起搏/感测电极，当存在起搏/感测电极时，起搏/感测电极可以被携载在除了所示的特定位置的沿引线体18的其他位置。电极28以及30被示出为环形电极，但是可包括多种不同类型电极中的任一种，包括环形电极、短线圈电极、半球形电极、定向电极、分段电极等。

导电体(未示出)从近侧引线端27处的引线连接器延伸通过引线16的细长引线体18的一个或多个内腔到达沿着引线体18的远侧部分25定位的电极24、26、28和30。被包含在引线体18内的细长导电体各自与相应除颤电极24和26以及起搏/感测电极28和30电耦合，该导电体可以是引线体18内的分开的相应绝缘导体。该相应的导体经由连接器组件17中的连接(包括穿过壳体15的相关联的电馈通件)将电极24、26、28和30电耦合至ICD 14的电路系统(诸如治疗递送电路和/或感测电路)。导电体将治疗从ICD 14内的治疗递送电路发射至除颤电极24和26和/或起搏/感测电极28和30中的一者或多者，并且将感知到的电信号从除颤电极24和26和/或起搏/感测电极28和30中的一者或多者发射至ICD 14内的感测电路。

引线16的引线体18可由非导电材料(包括，硅树脂、聚氨酯、氟聚合物、其混合物以及其他适当材料)形成，并且被成形为形成一个或多个导体在其内延伸的一个或多个内腔。引线体18可以具有管状或圆柱形的形状。在其他示例中，细长引线体18的远侧部分25(或所有部分)可以具有扁平、带状或桨状的形状。引线体18可形成为具有预成形的远侧部分25，该预成形的远侧部分25通常为直线、曲线、弯曲、蜿蜒、波状或锯齿形。

在所示出的示例中，引线体18可包括曲线形远侧部分25，该曲线形远侧部分25包括两个“C”形曲线，它们一起可与希腊字母伊普西龙(epsilon)“ε”相似。除颤电极24以及26各自由引线体远侧部分25的两个相应的C形部分中的一个携载。该两个C形曲线看起来在远离引线体18的中心轴线的相同的方向上延伸或弯曲，起搏/感测电极28以及30沿着该引线体18的中心轴线被定位。在一些实例中，起搏/感测电极28和30可以大致与引线体18的笔直近侧部分的中心轴线对齐，使得除颤电极24和26的中点与起搏/感测电极28和30侧向地偏移。

在未决的美国专利公开第2016/0158567号(Marshall等人)中大体上公开了心血管外引线的其他示例，该心血管外引线包括由引线体18的曲线形、蜿蜒、波形或锯齿形远侧部分携载的一个或多个除颤电极以及一个或多个起搏和感测电极，所述引线体18的曲线形、蜿蜒、波形或锯齿形远侧部分可以利用本文中描述的技术来实现。然而，本文中所公开的技术并不限于任何特定的引线体设计。在其他示例中，引线体18是不具有任何预形成的形状、弯曲或曲线的柔性细长引线体。在未决的美国公开No.2015/0306375(Marshall等人)和未决的美国专利No.9,855,414(Marshall等人)中描述了可结合本文所公开的治疗管理技术实现的心血管外引线和电极以及尺寸的各种示例配置。

引线16被示为在皮下或肌肉下在胸腔32上方从ICD 14的连接器组件27朝着患者12的躯干中心(例如，朝着剑突20)居中地延伸。在靠近剑突20的位置处，引线16弯曲或转向并且在胸腔和/或胸骨下方靠上并向胸骨下地延伸、基本上平行于胸骨22。前纵隔36(参见图1B)可被视为由胸膜39横向界定、由心包膜38从后面界定、并且由胸骨22从前面界定(参见图1B)。引线16的远侧部分25沿着胸骨22的后侧基本上在前纵隔36的疏松结缔组织和/或胸骨下肌肉内延伸。被植入成使得远侧部分25基本上处于前纵隔36内的引线可以被称为“胸骨下引线”。

在图1A和图1B所例示的示例中，引线16基本居中地位于胸骨22之下。然而，在其他实例中，引线16可被植入成使得它从胸骨22的中心侧向地偏移。在一些实例中，引线16可以侧向地延伸，使得引线16的远侧部分25处于除了胸骨22之外的或代替胸骨22的胸腔32下方/以下。在其他示例中，引线16的远侧部分25可以被植入在其他心血管外、胸内位置中，包括胸膜腔或心脏8的心包膜38的周边并且与心脏8的心包膜38相邻。

ICD 14被示出为沿着胸腔32皮下地植入在患者12的左侧。在一些实例中，ICD 14可被植入在患者12的左侧腋后线和左侧腋前线之间。然而，ICD 14可以被植入在患者12体内的其他皮下或肌肉下位置处。例如，ICD 14可以被植入在胸部区域中的皮下袋(pocket)中。在这种情况下，引线16可以从ICD 14朝向胸骨22的胸骨柄皮下地或肌肉下地延伸，并且从胸骨柄弯曲或转向并且皮下地或肌肉下地向下地延伸到期望位置。在又另一示例中，ICD14可以放置于腹部。心血管外引线16的路径可以取决于ICD 14的位置、由引线体18携载的电极的布置和位置、VAD 100的位置和/或其他因素。

ICD 14分析从一个或多个感测电极向量接收的心脏电信号以监测异常节律，诸如心动过缓、室上性心动过速(SVT)、VT或VF。ICD 14可以对心率和心脏电信号的形态进行分析，以根据多种快速性心律失常检测技术中的任一种技术来监测快速性心律失常。在美国专利第7,761,150号(Ghanem等人)中描述了用于检测快速性心律失常的一项示例技术。可以在包含在包括VAD 100的系统10中的ICD 14中实现各种心律失常检测算法，以用于最初将心脏事件检测为异常心律，或用于确定是否响应于从VAD 100所接收的请求而正发生心脏电事件。

响应于检测到快速性心律失常(例如，VT或VF)，ICD 14可以使用治疗递送电极向量(其可从可用的电极24、26、28、30和/或壳体15中任一个中选择)生成并且递送电刺激治疗。ICD 14可以响应于VT检测而递送ATP，并且在一些情况下，可以在CV/DF电击之前或者在高电压电容器充电期间递送ATP，以试图避免递送CV/DF电击的需要。如果ATP未成功终止VT或者在检测到VF时，则ICD 14可以经由除颤电极24和26中的一者或两者和/或壳体15递送一个或多个CV/DF电击。ICD 14可以单独地使用电极24和26、或将电极24和26一起地用作阴极(或阳极)并且将壳体15用作阳极(或阴极)来递送CV/DF电击。ICD 14可以使用包括电极24、26、28和30以及ICD 14的壳体15中的一个或多个的起搏电极向量来生成并递送其他类型的电刺激脉冲，诸如，电击后起搏脉冲或心动过缓起搏脉冲。

外部编程器40被示出为通过通信链路42与ICD 14遥测通信。外部编程器40可以包括处理器、显示器、用户界面、遥测单元和用于与ICD 14进行通信以用于经由通信链路42传输和接收数据的其他部件。可以使用射频(RF)链路(诸如，

Wi-Fi或医疗植入通信服务(MICS)或其他RF或通信频带)在ICD 14与外部编程器40之间建立通信链路42。

外部编程器40可被实现为在医院、诊所或医师的办公室中使用的编程器，以从ICD14检取数据并在ICD 14中编程操作参数与算法以用于控制ICD功能。外部编程器40可以替代地被实现为家用监测器或手持式设备。外部编程器40可以用于编程由ICD 14使用的心脏感测参数(例如，R波感测参数)、心律检测参数和治疗控制参数。由ICD 14存储或获取的数据(包括生理信号或从其中导出的相关联数据、设备诊断的结果、以及检测到的节律发作和递送的治疗的历史)可以在询问命令之后由外部编程器40从ICD 14中检取。可以由编程器40检取与VAD 100的通信信号的日志，以及相关的治疗递送或由ICD 14对从VAD 100接收的通信信号执行的其他响应。

在一个示例中，VAD 100可包括配置为离心旋转式血泵的血泵101，其具有封围内部泵腔和旋转叶轮的泵壳体102。如图1B中最佳所见，血泵101被示为耦合在患者心脏8与动脉之间。例如，血泵101可以耦合在左心室(LV)与升主动脉6之间，以与LV并行地将血液泵入动脉系统。内部泵腔室(图4所示)与流入插管104流体连通，该流入插管104可以(例如，经由缝合环)插入到LV中，用于接收来自患者心脏8的血液。流入插管104的外圆周表面的至少一部分可以被烧结以促进心室心肌与流入插管104之间的组织粘附。在一些示例中，泵壳体102可以具有相对低的轮廓，例如，30mm或更小的总高度，使得泵壳体102可以被植入心包空间内。为了适应在心包空间内的植入，流入插管104可以相对短，例如，60mm或更短。

泵壳体102的内部还与耦合至流出血管移植物108的流动出口106流体连通。移植物108与升主动脉6(或其他动脉)吻合以将泵流出引导至患者的动脉系统。在一些示例中，移植物108可以是由聚酯材料制成的直径为8至12mm的移植物。移植物108可包括应变消除构件107以防止血管移植物108的扭结。应变消除构件107可从流动出口106沿血管移植物108的长度的至少一部分从外部延伸。应变消除构件107可以由绕圈金属或塑料材料形成，其提供了血管移植物108的近端部分的柔性但抗扭结。

控制器110可以是可穿戴式设备，其包括一个或多个用于向控制器110提供电力的可再充电电池和/或电源连接(例如，AC电源连接)。如在下面结合图4和图5描述的示例中，包括在血泵101中的电机定子经由经皮驱动线120从控制器110接收驱动电流。VAD 100可以是连续流泵并且可以具有恒定或可变的速度，诸如美国专利No.9,433,714(Voskoboynikov等人)中大体公开的泵。

VAD 100和ICD 14配置成可以彼此双向通信或单向通信，以供管理治疗递送。可以使用在VAD 100和ICD 14中的每一个中包括的RF收发器之间建立的无线RF通信链路来建立通信。本文公开的技术不限于与特定的通信方法或协议一起使用，而是可以使用除RF无线遥测以外的其他通信方法，包括体内组织传导通信、感应通信等。如下所述，可以执行VAD100与ICD 14之间的通信以确认由ICD 14所检测的心律失常、确认由VAD 100所检测的抽吸事件、或警告ICD 14以预料可电击节律。可电击节律是快速性心律失常，应通过递送心脏复律/除颤电击(诸如VT或VF)来治疗。在一些情况下，由于心脏电信号中的T波感测过度、电磁干扰或其他非心脏噪声，可电击节律检测可能是错误的检测。错误的可电击节律检测可能导致不必要的CV/DF电击，这给患者带来痛苦。在一些示例中，ICD 14可从VAD 100请求确认存在低流量状况，以基于由ICD 14接收和监测的心脏电信号来确认ICD 14最初所检测的可电击节律。将在以下描述可由系统10执行的协作的患者检测和治疗递送控制的其他示例。

图1A和图1B在本质上是说明性的并且不应当被认为是限制对本文所公开的技术的实践。例如，ICD 14、引线16和血泵101的植入位置可以与图1A和图1B中所示的特定位置不同。此外，其他ICD和引线系统和/或其他VAD系统可以代替系统10中所示的示例ICD 14和VAD 100，并被配置成执行本文所公开的技术。

图2是根据另一示例的植入有包括ICD 214和VAD 100的医疗设备系统200的患者12的概念图。在该示例中，ICD 214耦合到携载电极的经静脉引线，以供感测心脏电信号并将电刺激脉冲递送到心脏8以进行心律管理，诸如心动过缓起搏、ATP心脏再同步治疗(CRT)和/或CV/DF电击。ICD 214在图2中被示为被植入在右胸位置中，然而，应认识到，ICD 214可被植入左胸位置中，特别是当ICD 214包括使用壳体215作为电极的心脏复律和除颤能力时。

ICD 214被图示为用于在心脏8的心房腔202和心室腔204中感测和治疗递送的双腔设备。因此，ICD 214包括具有两个连接器孔的连接器组件217，用于接收右心房(RA)引线210和右心室(RV)引线220的近端连接器。在其他示例中，ICD 214可以是单腔设备，例如只可连接到RV引线220，或者也可以是包括第三连接器孔的多腔设备，例如用于接收冠状窦引线使ICD 214能够感测左心室信号并将电刺激脉冲递送到LV 203。

RA引线210可以携载远侧尖端电极216和环形电极218，其与尖端电极216在近侧间隔开，用于将起搏脉冲递送到RA 202并获得心房电信号以用于由ICD 124产生心房的心脏内电描记图(EGM)信号。RV引线220可以携载起搏和感测电极228和230，用于将RV起搏脉冲递送到RV 204并获得心室电信号以用于由ICD 214产生RV EGM信号。RV引线220还可携载RV除颤电极224和上腔静脉(SVC)除颤电极226。除颤电极224和226被示为与远侧起搏和感测电极228和230在近侧间隔开的线圈电极。

ICD壳体215封围如下进一步所述的电路系统，该电路系统被配置成用于使用经静脉引线210和220的电极216、218、224、226、228和230来检测心律失常并提供电刺激治疗，诸如心动过缓起搏、电击后起搏、ATP、CRT和/或CV/DF电击治疗。ICD 214被配置成用于与VAD100通信，出于协作地监测患者12的心脏事件并管理治疗递送的目的。

如结合图1A和图1B所描述的，VAD 100包括具有泵壳体102的血泵101，该泵壳体102封围内部泵腔，用于通过流入插管104从心脏8的左心室203接收血液。泵壳体102封围旋转叶轮电机，该旋转叶轮电机将血液驱动通过内部泵腔并将血液驱动出流动出口106、通过血管移植物108并到升主动脉6中。经皮驱动线120从患者12可穿戴的外部控制器110向电机的电磁定子提供电力和控制信号。驱动线120可包括用于促进组织在经皮驱动线120的皮肤出口部位向内生长的编织聚酯或其他生物相容性编织或多孔材料的外部周向鞘119。

图3是根据一个示例的可与VAD 100共同植入的ICD 314的示意图，用于协作地监测患者并管理治疗的递送。图3中示出和描述的电路系统可以对应于包括在图1A的ICD 14或图2的ICD 214中的电路系统。相同或相似的电路系统可被包含在其他心脏刺激设备(诸如WCD或AED)中。封围在壳体315(在图3中示意性地显示为电极)内的电子电路包括协作地监测由患者的心脏产生的心脏电信号、确定何时需要电刺激治疗以及根据所编程的治疗递送算法和控制参数按照需要递送治疗的软件、固件和硬件。软件、固件和硬件被配置成检测快速性心律失常以及递送抗快速性心律失常治疗，例如，检测室性快速性心律失常，并且确定何时需要ATP或CV/DF电击。ICD 314耦合到携载电极324、326、328和330的一个或多个引线(例如，心血管外引线(诸如图1A中所示的引线16)或经静脉引线(诸如图2中所示的引线210和220))，以用于将电刺激脉冲递送到患者的心脏并用于感测心脏电信号。

ICD 314包括控制电路380、存储器382、治疗递送电路384、感测电路386和遥测电路388。电源398根据需要向ICD 314的电路系统(包括部件380、382、384、386和388中的每一个)提供电力。电源398可以包括一个或多个能量存储设备，诸如一个或多个可再充电或不可再充电的电池。电源398与其他部件380、382、384、386和388中的每一个之间的连接将从图3的总体框图来理解，但是为了清楚起见未被示出。例如，电源398可被耦合到被包括在治疗递送电路384中的一个或多个充电电路，所述充电电路用于对被包括在治疗递送电路384中的保持电容器充电，所述保持电容器在控制电路380的控制下在适当的时刻放电，以用于根据治疗方案产生电脉冲，诸如，用于心动过缓起搏、CRT、电击后起搏、ATP和/或CV/DF电击脉冲。电源398还可被耦合到感测电路386的部件(诸如，感测放大器、模数转换器、开关电路系统等)、遥测电路388和存储器382，以根据需要提供电力。

图3中所示出的功能框表示被包括在ICD中的功能，该ICD被配置成用于感测心脏电信号、递送心脏电刺激治疗并与VAD 100通信以协作地管理治疗递送，并且可以包括实现能够产生归属于本文的ICD的功能的模拟电路和/或数字电路的任何分立和/或集成电子电路部件。各种部件可以包括专用集成电路(ASIC)、电子电路、执行一个或多个软件或固件程序的处理器(共享的、专用的、或群组)和存储器、组合逻辑电路、状态机、或提供所描述的功能的其他合适的部件或部件的组合。被采用来实现本文公开的功能的软件、硬件和/或固件的特定形式将主要由ICD中所采用的特定系统架构以及由ICD所采用的特定检测和治疗递送方法来确定。鉴于本文的公开，在任何现代医疗设备系统的背景下提供软件、硬件和/或固件以用于完成所描述的功能在本领域技术人员的能力范围内。

存储器382可以包括任何易失性、非易失性、磁性、或电的非瞬态计算机可读存储介质，诸如随机存取存储器(RAM)、只读存储器(ROM)、非易失性RAM(NVRAM)、电可擦除可编程ROM(EEPROM)、闪存、或任何其他存储器设备。此外，存储器382可包括存储指令的非瞬态计算机可读介质，当该指令由一个或多个处理电路执行时，使得控制电路380和/或其他ICD部件执行归因于ICD 314或那些ICD部件的各种功能。存储指令的非瞬态计算机可读介质可以包括上文所列出的介质中的任何介质。

本文中归因于ICD 314的功能可以被实现为一个或多个集成电路。将不同特征描绘为电路旨在强调不同的功能方面，并且不一定暗示必须通过分开的硬件或软件部件来实现这样的电路。而是，与一个或多个电路相关联的功能可以由分开的硬件、固件或软件部件来执行，或者集成在共同的硬件、固件或软件部件内。例如，心脏事件感测操作和快速性心律失常检测操作可以由感测电路386以及控制电路380协作地执行，并且可以包括在控制电路380中所包括的执行存储在存储器382中的指令的处理器或其他信号处理电路系统中所实现的操作，所述指令产生诸如消隐间期和计时间期的控制信号以及从控制电路380发送至感测电路386的感测阈值振幅信号。

控制电路380例如经由数据总线与治疗递送电路84以及感测电路86通信。治疗递送电路384和感测电路386被电耦合到电极324、326、328和330以及壳体315，壳体315可用作公共电极或接地电极或用作用于递送CV/DF电击脉冲或心脏起搏脉冲的有源罐电极。在图2的示例中，由经静脉心房引线携载的另外的心房电极可以耦合到感测电路386和治疗递送电路384。

感测电路386可以被选择性地耦合到电极328、330和/或壳体315，以便监测患者的心脏的电活动。感测电路386可附加地选择性地耦合至除颤电极324和/或326，该除颤电极324和/或326用于在感测电极向量中一起使用或与电极328、330和/或壳体315中的一个或多个组合使用。感测电路386可被启用以选择性地从来自可用电极324、326、328、330和壳体315的至少两个感测电极向量接收心脏电信号。来自两个不同的感测电极向量的两个心脏电信号可同时地由感测电路386接收。两个感测电极向量可以包括两个不同的心室感测电极向量，每个心室感测电极向量耦合到相应的感测通道383和385。在其他示例中，当心房感测电极向量是可用的，例如，当存在携载心房起搏和感测电极216和218(如图2所示)的RA引线210时，一个感测通道383可以是心房感测通道，而一个感测通道385可以是心室感测通道。

感测电路386可在一时间处监测心脏电信号中的一个或两个以感测伴随心脏去极化和复极化的信号(例如，伴随心房心肌去极化的P波和/或伴随心室心肌去极化的R波)，并且提供数字化的心脏信号波形以供控制电路380分析。例如，感测电路386可包括开关电路系统(未示出)，该开关电路系统用于选择电极324、326、328、330以及壳体315中的哪些耦合至感测电路386的第一感测通道383并且哪些耦合至感测电路386的第二感测通道385。开关电路系统可以包括开关阵列、开关矩阵、多路复用器、或适合用于选择性地将感测电路386的部件耦合到选定电极的任何其他类型的开关设备。

每个感测通道383和385可被配置成对从耦合到相应感测通道的选定的电极所接收的心脏电信号进行放大、滤波和数字化，以改善用于检测心脏电信号(诸如R波)或执行其他信号分析的信号质量。感测电路386内的心脏检测电路系统可以包括一个或多个感测放大器、滤波器、整流器、阈值检测器、比较器、模数转换器(ADC)、定时器或其他模拟或数字部件。可在控制电路380的控制下基于由控制电路380确定的、存储在存储器382中的、和/或由控制电路380和/或感测电路386的硬件、固件、和/或软件控制的计时间期和感测阈值，由感测电路386自动地调整心脏感测阈值。

在基于感测阈值越过(crossing)相应的心脏感测阈值而检测到心脏电信号时，感测电路86可以产生感知到的信号(诸如R波信号之类)的指示，该感知到的信号被传递至控制电路380。R波信号还被控制电路380用于确定心室间期(被称为“RR间期”或“RRI”)，以用于检测快速性心律失常和确定对治疗的需要。心室间期或RRI是两个连续感知到的R波之间的时间间期，并且可以在从感测电路386接收到的两个连续R波信号之间被确定。例如，控制电路380可以包括计时电路390，以用于确定从感测电路386接收到的连续R波信号之间的RRI，并且用于对用来控制由治疗递送电路384进行的治疗递送进行计时的各个定时器和/或计数器进行控制。计时电路390可以附加地设置诸如形态模板窗口、形态分析窗口之类的时间窗口，或者执行ICD 314的其他计时相关功能，包括使由治疗递送电路384递送的CV/DF电击或其他治疗与感知到的R波同步。

快速性心律失常检测器392被配置成用于分析从感测电路386接收的信号以用于检测快速性心律失常发作。快速性心律失常检测器392可在控制电路380中实现为软件、硬件和/或固件，其处理和分析从感测电路386接收的信号以用于检测VT和/或VF。在一些示例中，快速性心律失常检测器392可包括比较器和计数器，所述比较器和计数器用于对由计时电路390确定的落入各种频率检测区域中的RRI进行计数，以便确定心室率或执行用于检测和区分VT和VF的其他基于频率或基于间期的评估。例如，快速性心律失常检测器392可以将由计时电路390确定的RRI与诸如心动过速检测间期区域和纤颤检测间期区域之类的一个或多个快速性心律失常检测间期区域进行比较。落入检测间期区域中的RRI由相应VT间期计数器或VF间期计数器进行计数，并且在一些情况下在被包括在快速性心律失常检测器392中的组合VT/VF间期计数器中进行计数。

当VT或VF间期计数器达到阈值计数值(被称为“要检测的间期数量”或“NID”)时，可由控制电路380检测到室性快速性心律失常。快速性心律失常检测器392可被配置成用于执行其他信号分析，以用于在已经达到NID时检测到VT或VF之前确定是否满足其他检测标准。例如，可执行心脏信号分析以用于确定是否满足R波形态标准、起始标准、以及噪声和过感测拒绝标准，以便于确定是否应当进行VT/VF检测或抑制VT/VF检测。

在将ICD 314与VAD 100共同植入的情况下，ICD 314可被配置成用于特定模式，其中ICD 314基于与VAD 100的通信修改其检测算法和/或治疗方案。当被配置成可以利用来自VAD 100的信息的特定检测模式时，如果来自VAD 100的通信信号未指示低流量状态，则快速性心律失常检测器392可以抑制或延迟VT或VF检测。低流量状况可能与例如由于VT或VF导致心脏无法充分泵送血液有关，并且因此可能是对所检测的VT或VF的确认。当快速性心律失常检测器392检测到VT或VF但是来自VAD 100的通信信号未指示低流量状况时，控制电路380可以抑制或延迟由治疗递送电路384递送的治疗。另一方面，控制电路380可以通过调整VT和/或VF检测标准和/或确认所检测的VT或VF并通过治疗递送电路384进行治疗递送来响应来自VAD 100的指示低流量状态的通信信号。在其他情况下，如果在由ICD检测到VT或VF之后的阈值时间段之前或之内未接收到来自VAD 100的指示低流量状态的通信信号，则快速性心律失常检测器392可以抑制或延迟VT或VF检测。

为支持由快速性心律失常检测器392所执行的额外的心脏信号分析，感测电路386可向控制电路380传递数字化心脏电信号。来自选定的感测通道，例如来自第一感测通道383和/或第二感测通道385的心脏电信号可以被传递通过滤波器和放大器、被提供至多路复用器并且在此后由模数转换器转换为多位数字信号以存储于存储器382中，该滤波器、放大器、多路复用器和模数转换器全都被包括在感测电路386中。另外的信号分析可以包括心脏电信号或QRS波形的预定时间段的形态分析。

在一些示例中，可以基于心室电信号的T波的变化，诸如T波幅度、极性、Q-T间期等的变化，来执行附加分析以检测心肌缺血。例如，响应于来自VAD 100的指示低流量状况的通信信号，ICD 314可以被配置成用于对由感测电路386接收的心室电信号执行心肌缺血检测分析，以供检测和确认心肌缺血并通过生成警报和/或调整治疗来作出响应。在一些情况下，设备可以是除ICD之外的设备，诸如没有治疗能力的可插入或可穿戴式的心脏监测设备。

治疗递送电路384包括充电电路系统、一个或多个电荷存储设备(诸如，一个或多个高压电容器和/或低电压电容器)、以及控制电容器(多个)何时在选定的起搏电极向量或CV/DF电击向量两端放电的开关电路系统。可以由治疗递送电路384根据从控制电路380接收到的控制信号，执行将电容器充电至所编程的脉冲振幅以及对电容器进行放电达所编程的脉冲宽度。控制电路380的计时电路390可以包括控制何时递送ATP或其他心脏起搏脉冲的各种定时器或计数器。例如，计时电路390可以包括可编程数字计数器，所述可编程数字计数器由控制电路380的微处理器设置以用于控制与由ICD 314递送的各种起搏模式或ATP序列相关联的基本起搏时间间期。控制电路380的微处理器还可以设置心脏起搏脉冲的振幅、脉冲宽度、极性或其他特性，这些参数可以基于存储在存储器382中的编程值。

响应于检测到VT或VF，控制电路380可控制治疗递送电路384递送诸如ATP和/或CV/DF治疗之类的治疗。可通过发起经由充电电路对高电压电容器充电来递送治疗，该高电压电容器以及充电电路两者均被包括在治疗递送电路384中。充电由控制电路380控制，控制电路380监测高电压电容器上的电压，该电压经由充电控制线被传递给控制电路380。当电压达到由控制电路380设置的预定值时，在电容器全线上生成逻辑信号并且将该逻辑信号传递至治疗递送电路384以终止充电。在计时电路390的控制下由治疗递送电路384的输出电路经由控制总线将CV/DF脉冲递送到心脏。输出电路可以包括输出电容器，经充电的高电压电容器通过该输出电容器经由开关电路系统(例如，H桥)放电，该开关电路系统确定用于递送心脏复律或除颤脉冲的电极和脉冲波形。在一些示例中，被配置成用于递送CV/DF电击脉冲的高电压治疗电路可由控制电路380控制以递送起搏脉冲(例如，用于递送ATP或电击后起搏脉冲)。在其他示例中，治疗递送电路384可包括低电压治疗电路，以用于生成并且递送用于各种起搏需求的相对较低电压的起搏脉冲。

由控制电路380用于检测心脏心律失常和控制治疗递送的控制参数可以经由遥测电路388被编程到存储器382中。遥测电路388可包括用于使用如以上描述的RF通信与外部设备40(图1A中所示)进行通信的收发器和天线。在控制电路380的控制下，遥测电路388可以从外部设备40接收下行链路遥测并向外部设备40发送上行链路遥测。

遥测电路388可用于向/从植入患者12的另一个医疗设备(诸如VAD 100)发送和/或接收通信信号。VAD 100和ICD 314可被配置成用于经由无线RF通信进行通信，但是可以使用其他通信技术。

图4是血泵101的概念性开放图。泵壳体102可以是蛤壳(clam shell)设计，其具有上部102a和下部102b(统称为泵壳体102)，它们在闭合时被气密密封以限定内部泵腔103。流入插管104可以与泵壳体102集成，并且限定开放的内腔105作为与内部泵腔103流体连通的轴向入口。流入插管104的开放内腔105可以与引导流动的血液径向向外进入泵壳体102的中心柱118同轴。中心柱118可以与泵壳体102和旋转的叶轮112的中心轴线同轴。叶轮112可包括多个叶片114a-d，其限定开放通道116a-d，该开放通道116a-d从叶轮叶片114a-d之间的中心柱118向周向开放通道115沿大体径向延伸。周向开放通道115与流动出口106流体连通，该流动出口106沿泵壳体102的外围部分切向延伸。

叶轮112可以是壳体102内的唯一运动部件，并且可以是限定叶片114a-d和通道116a-d的整体部件。当叶轮112旋转时，叶片114a-d将血液推动通过泵壳体102。由旋转的叶轮112产生的流体动力和离心力在流入插管104与流动出口之间产生压力差，有时称为“泵头”，使得血液从流入插管104移动通过流动出口106以及血管移植物108(如图2所示)。

泵壳体102耦合到将电流递送到血泵101的驱动线120。电磁电机可以并入泵壳体102中，该电磁电机包括一个或多个固定的电磁定子130a和130b(统称为130)，以及可旋转的叶轮112。固定的电磁定子130a和130b可以结合在泵壳体102的相应的上部102a和/或下部102b中，邻近内部泵腔103和可旋转的叶轮112。每个电磁定子130a和130b可以包括布置在基本圆形的铁芯构件上的多个电线圈或绕组，用于与叶轮112的相对应磁性区域有效地电磁耦合，以使叶轮112在泵腔103内旋转。每个电磁定子130a和130b与叶轮112的旋转轴和流入插管104同轴。叶轮112以及每个电机定子130a和130b在水平横截面中可以是基本上圆形的，并且可以具有基本上相同的直径，以在血泵101的操作期间帮助旋转的叶轮的径向刚度。通过驱动线120内携载的电力电缆将电力递送到电磁定子130的线圈绕组。驱动线120可以是多内腔电缆，其中每个内腔携载延伸到定子130a和130b的每个线圈绕组的电力电缆。

.叶轮112包括一个或多个磁性区域，并且可以通过由定子130作用在叶轮112上的无源和有源磁通量产生的磁力交替地(in rotation)径向和轴向地悬浮。叶轮112可以由固态铁磁或亚铁磁物质形成，诸如压缩接合的钕、铂钴合金或Alnico(铝镍合金)，并且可以涂以保形聚合物，诸如聚对二甲苯、硅树脂或其他生物相容性聚合物，以通过气密密封叶轮112的铁磁材料来防止氧化。保形聚合物涂层可以被坚硬、光滑的外部涂层覆盖，以防止磨损和擦伤。此类涂层可以包括氮化铬或氮化钛。如果叶轮112的铁磁物质是生物相容的，诸如铂-钴合金，则保护性表面涂层可以是可选的。在其他示例中，叶轮叶片114a-d可以形成为由生物相容的材料(诸如钛或钛合金)形成的中空外壳，其中每个外壳封围被容纳在每个叶片的中空气密密封腔内的内部永磁体。

每个叶片114a-b的外周侧壁在径向上是凸形的，其曲率半径对应于叶轮112的整个圆形圆周。每个叶片114a-d可由两个相对的内侧壁隔开的顶部和底部平面限定，该内侧壁可以具有圆角，该圆角限定从中心柱118延伸到周向开放通道115的居间通道116a-d。通道116a-d的侧壁从每个叶片的凸周向侧壁向内延伸，使得通道116a-d可以在中心柱118附近以大约90度的角度相交。叶轮叶片114a-d可以是对称的。叶轮112具有开放的中心腔，中心柱118延伸通过该中心腔，从而在泵壳体102的上部102a与下部102b之间限定轴向血液流动通道。内部泵腔103内的血液接触表面的所有拐角和边缘可被磨圆，以最小化血栓形成和溶血。

叶轮叶片114a-d可以被磁化以与由定子130施加的磁力相互作用，以引起叶轮112在泵送腔内旋转。当泵101运行时，叶轮112可以从与泵壳体内壁的接触径向地和轴向地通过磁性和流体动力悬浮。在泵101的操作期间，流体动力轴承表面可产生沿一个方向或轴向相反方向作用的轴向推力，以沿轴向方向悬浮叶轮112。血泵101的特征和操作可以对应于美国专利号7,976,271(LaRose等人)中大体公开的离心血泵。由于作用在叶轮112上的磁力(磁通量场)的作用，叶轮112动态地悬浮在泵壳体102的上部102a与下部102b之间，并且旋转以使血液通过内部泵腔103从流入插管104移动到流动出口106。磁力可以由永磁体、电磁电路或两者的组合提供。

图5是VAD 100的控制器110的概念图。控制器110可以包括处理器150、存储器152、电机驱动单元154、显示和用户界面156、遥测电路158和警报器160。控制器110耦合到驱动线120以用于将由电机驱动单元154生成的驱动电流信号提供给血泵101的电磁定子130。处理器150可以将控制信号传递到电机驱动单元154以控制驱动电流信号，并且从而控制叶轮112的转速。

电源162为处理器150、存储器152、显示和用户界面152、遥测电路158和警报器160供电，并向电机驱动单元154提供产生用于驱动血泵101的电流信号所需的电力。电源162可以包括AC电源连接、DC电源连接中的一个或多个，和/或一个或多个电池，该一个或多个电池可包括可再充电和/或不可再充电电池。在一个示例中，电源162包括至少两个冗余电源，诸如两个可再充电电池或AC或DC电源连接和一个可再充电电池的组合，以促进始终提供备用电源。

处理器150可以被配置成用于基于驱动信号的电流、叶轮转速和血液粘度来估计血泵101的血液流速。可以基于由血泵101的电机生成的反电动势(EMF)来估计叶轮速度。驱动线120可以向处理器150提供反EMF信号，可以根据该反EMF信号估计叶轮112的转速。可以基于存储在控制器存储器152中的标称血液血细胞比容或用户输入到控制器110中的患者自身的血细胞比容水平来计算血液粘度。可以根据美国专利第8,961,390号(LaRose)中大体公开的技术来执行确定血泵101的估计流速。

处理器150可以被配置成用于例如如每10毫秒频繁地估计瞬时流速，以产生估计的流速波形。估计的流速波形的各方面可用于检测心脏事件，例如，如下文结合本文呈现的流程图所述，检测可电击的心律事件、低流量事件或抽吸事件。如果叶轮112的转速对于从心脏接收的流量输入而言设置得过高，则可发生抽吸事件。VAD 100可尝试泵送比流量输入量更高的血液量，从而导致流入插管104处的抽吸。由于心室塌陷或流入闭塞，因此可能发生抽吸。如果左心室塌陷，则减小的心室容量可能进一步减少VAD 100从患者心脏接收的血流输入。心律失常、右心室功能受损、血容量不足或其他原因的出现可能导致出现心室塌陷。当流入插管104被心脏组织阻塞时，可能发生流入闭塞。在一些情况下，可由于患者的姿势或用力(straining)(例如，Valsalva动作)导致出现短暂的流入闭塞。

在预定时间间期(例如，2秒、3秒、5秒、8秒、10秒或其他时间间期)内估计的泵流速波形的最大峰值、最小峰值和/或平均值可以由处理器150确定并用于检测血液动力学心脏事件。例如，处理器150可被配置成响应于在至少10秒的时间间期内估计流速波形的最小峰值降低到阈值以下而检测到抽吸事件。

在一些示例中，处理器150可以被配置成用于基于估计的流速的行为来在低流量事件的类型之间进行区分。例如，处理器150可被配置成用于响应于中值流速和/或峰值最大流速的突然且持续的降低来检测可电击节律事件。在预定的时间间期内，例如在5秒内发生，并持续至少5秒的平均估计流速的阈值降低可以被检测为可电击节律事件。可以定义用于检测和在抽吸事件与可电击节律事件进行区分的标准。在其他示例中，可以基于估计流速的持续下降来检测一般低流量事件，而无需在抽吸事件与疑似是引起血液动力学损害的可电击节律的事件之间进行区分。

以下描述处理器150可应用于估计的流速数据的标准的其他示例，该估计的流速数据可累积在存储器152的缓冲器中，用于检测心脏事件。处理器150可以控制电机驱动单元154用于响应于检测到心脏事件来调节叶轮转速或用于维持期望的稳态流速。响应于检测到心脏事件，处理器150可控制警报器160以生成对患者的听觉警报、控制显示器/用户界面156以生成视觉显示警报或听觉警报、控制电机驱动单元154以通过调整递送到电机定子130的驱动电流信号来调节叶轮速度，和/或控制遥测电路158以将信号传输到ICD 314。

控制器遥测电路158被配置成用于(例如，使用如上所述的RF遥测链路)与ICD遥测电路388(图3)通信。ICD 314与VAD 100之间的通信实现协同监测并检测心脏事件和治疗管理，如结合本文所呈现的流程图所述。

图6是由包括ICD 314和VAD 100的医疗设备系统执行的用于管理由该系统递送给患者的治疗的方法的流程图400。在框402处，检测心脏事件。作为示例，心脏事件可以是由ICD 314所检测的心律失常或由VAD 100所检测的血液动力学事件。通过由相应的ICD 314或VAD 100执行的信号处理和分析来检测心脏事件。例如，可由ICD 314基于应用于由ICD314从患者心脏所接收的心脏电信号的快速心律失常检测算法来检测事件。在其他情况下，可由VAD 100基于应用于由VAD处理器150确定的估计的血泵流速的事件检测算法来检测事件。在检测到心脏事件后，检测设备(ICD 314或VAD 100)在框404处将通信信号发送到另一接收设备(从ICD 314发送到VAD 100或从VAD 100发送到ICD 314)，以请求所检测事件的确认信号。在一些情况下，通信信号可以触发接收设备开始收集和分析数据以确认所检测的事件。在其他情况下，接收设备连续监测所检测的事件。由接收设备基于由接收设备监测的信号来生成确认信号(或非确认信号)。确认信号指示由接收设备监测的一个或多个信号证实了由检测设备所检测的事件。下面结合本文呈现的其他流程图来描述所检测的事件和由另一设备确认的特定示例。在其他情况下，ICD 314和/或VAD 100在框404处不发送通信信号。相反，VAD 100和/或ICD 314可配置成用于响应于检测到事件而自动将事件检测信号发送到另一个设备。例如，VAD 100可以被配置成用于响应于检测到低流量而自动将事件检测信号发送到ICD 314。

在框406处，检测设备接收所请求的响应信号，该响应信号由设备中的另一个发送。检测设备确定从接收设备接收回的请求的响应信号是否证实了事件检测，并且如果是，则在框408处确认事件检测。检测设备至少部分地基于从接收设备所接收的响应信号来选择对所检测的心脏事件的响应。例如，如果基于从接收设备接收回的确认信号而确认了所检测的心脏事件，则在框412处检测设备可以递送或调整治疗，或者生成警告或警报。

如果从接收设备接收回的所请求的响应信号不确认或不支持心脏事件检测，则在框408处可不确认所检测的事件。检测设备可以基于所接收的响应信号来选择心脏事件响应，其可以包括在框410处抑制治疗和/或患者警告。检测设备可以将心脏事件检测视为错误检测，或者尚不需要进行治疗递送的事件。例如，基于从VAD 100接收的指示未检测到低流量状况的通信信号，由ICD 314进行的适当的心动过速检测可能不是血液动力学不稳定的心动过速。因此，检测设备可在框410处响应于从接收设备发送回到检测设备的所请求的信号(该信号不证实由检测设备所检测的心脏事件)而通过抑制或延迟治疗递送来选择治疗响应。可以由ICD 314和VAD 100中的一个或两个执行进一步的监测，以继续或重复事件检测，直到认为治疗响应适当或直到不再满足由检测设备所应用的事件检测标准为止。

图7是根据另一示例的由包括ICD 314和VAD 100的医疗设备系统执行的方法的流程图450。在框452处，ICD 314从由感测电路386所接收的(多个)心脏电信号中检测可电击的节律。ICD 314的控制电路380可以基于PP、PR和/或RR间期和/或心脏电信号形态来检测可电击的节律。在一些示例中，ICD控制电路380可以在检测到可电击的节律时在框453处开始对高压保持电容器的充电，并且在等待来自VAD 100的确认事件存在的响应的后续过程期间继续充电。以此方式，如果来自VAD 100的所请求的信号证实了可电击的节律检测，则递送CV/DF电击的任何时间延迟将最小化。

附加地或可替代地，响应于基于心脏电信号检测到可电击的节律，ICD控制电路380可以控制治疗递送电路384以在框453处递送ATP治疗。然而，直到接收到来自VAD 100的确认信号后，才可以递送CV/DF电击，该确认信号验证所检测的可电击的节律与低流量状态相关联，从而保证电击治疗的递送。在一些情况下，在VAD 100的存在下，由ICD 314检测到的可电击的节律可不导致临床上明显的血液动力学损害(compromise)。因此，除非VAD 100基于估计的血泵101的流速确认了所检测的可电击事件，否则CV/DF电击可能被延迟或抑制。在一些情况下，ICD 314在特定时间段内未接收到来自VAD 100的某种通信而仅延迟CV/DF电击的递送。例如，如果在检测到快速性心律失常的20秒内未接收到确认或不确认心脏事件的通信，则ICD可以递送CV/DF电击。

响应于在框452处检测到可电击节律，ICD控制电路380可以在框454处控制遥测电路388向VAD 100发送确认请求信号。该信号可以经由遥测电路388中的RF收发器作为RF信号发送。VAD 100在框456处接收所发送的请求，并响应于该请求，将估计的流速数据与可电击节律确认标准进行比较。VAD 100可在接收到确认请求后确定更新的流速估计。在一些情况下，一个或多个最近确定的流速估计可用于与可电击的节律确认标准进行比较，使得在无需首先确定更新的流速估计的情况下进行立即比较。

在一个示例中，处理器150确定更新的流量估计并将更新的流速估计与阈值速率进行比较。阈值速率可以是由控制器110存储的编程值。阈值速率可以替代地是由控制器110确定的预定值，被确定为长期平均流速的百分比。在另一个示例中，阈值可以是在接收确认请求之前确定的先前的估计流速的百分比。例如，可以在接收确认请求之前建立基线流速。在一些示例中，可以将先前估计的流速选择为比接收到确认请求至少早预定时间间期而被估计的流速，以便促进将当前估计的流速与先前估计的流速进行比较，该先前估计的流速最有可能在所检测的可电击心律发作的开始之前被确定。定义了与当前或最近的流速估算比较的可电击节律标准，以便促进对VT或VF期间预期的流速下降的幅度和时间过程两方面的检测。对此类流速下降的检测证实了由ICD 314进行的可电击节律的检测，并保证了电击治疗。

如果由VAD处理器150确定的估计的流速满足可电击节律标准，则VAD 100在框458处向ICD 314发送可电击流量状况信号作为可电击节律确认信号。在一些情况下，VAD 100可以在无需被ICD 314触发的情况下发送可电击流量状况信号。相反，VAD 100可被配置成用于在检测到低流量状况的任一时间发送信号。在框460处，ICD 314接收可电击节律确认信号并确认对可电击节律的检测。在框462处，ICD控制电路380控制治疗递送电路384以根据所检测的节律的类型和编程的治疗递送协议来递送治疗。在一些示例中，一旦确认了可电击的节律并且高压电容器充电完成，就在框462处递送CV/DF电击。在其他示例中，可以在可在高压电容器充电期间发生的确认可电击的节律时，递送ATP，以尝试终止可电击的节律而无需电击递送。

在一些示例中，在框453处，与VAD 100进行通信的同时递送ATP。在框458处接收到来自VAD 100的可电击节律确认信号后，控制电路380可以在框460处基于来自VAD 100的信号以及基于控制电路从由感测电路382所接收的(多个)心脏电信号中所仍然检测到的可电击节律来确认可电击节律检测。如果在与VAD 100通信的同时递送ATP，则ATP可以成功地终止所检测的可电击节律。在一些情况下，如果不再从心脏电信号中检测到可电击的节律，则ICD控制电路380可以在框460处确定未确认可电击的节律，即使在框458处VAD 100发送了可电击的节律确认信号。ICD 314可返回到框452以等待下一个可电击的节律检测。

如果在框460处确认可电击的节律并且在框462处递送治疗，则ICD控制电路380可以继续监测(多个)心脏电信号，以确定所递送的治疗是否成功地终止可电击的节律或是否重新检测到可电击的节律。如果发生重新检测，则发送到VAD 100的确认请求是可选的，因为已确认了原始发作检测。

在框456处，如果由VAD处理器150确定的估计流速不满足可电击节律标准，则在框464处，VAD 100可以向ICD 314发送指示不可电击的节律流量状况的信号。估计的流速可以是预期的、正常的流速，例如，与正常窦性节律相对应。估计的流速可以是降低的流速，但是不低于用于确认可电击节律的阈值。例如，估计的流速可能由于室上性快速性心律失常而降低，该室上性快速性心律失常减少了心室充盈，但不被认为是可电击节律。在其他情况下，可能比可电击的节律发作检测的开始更早开始的流速的相对逐渐减小可以指示与可电击的节律不同的问题。因此，可电击节律标准可能要求流速的阈值降低发生在限定的时限内。在一个示例中，可电击节律标准可能要求在第一、较早的所估计流速与第二、较晚的所估计流速之间的降低满足阈值负斜率，例如，以指示已发生流速的突然下降。在另一示例中，可能要求小于流速阈值的估计的流速在可电击节律检测之前或之后的预定时间间期内发生，以便满足可电击节律标准，和/或可能要求小于流速阈值的估计的流速保持在流速阈值以下达至少预定时间间期。如果由VAD处理器150确定和分析的所估计流速信号未满足可电击节律标准，则在框464处将不可电击节律流量状况信号从VAD 100发送到ICD 314。

响应于接收框464处的不可电击节律流量状况信号，ICD 314在框466处不确认可电击的节律检测。ICD 314可能已从由感测电路382所接收的(多个)心脏电信号中正确地检测可电击节律，但是患者可能不受血液动力学损害，特别是在VAD的支持下，因此可能不需要立即电击。ICD 314可以在框468处抑制CV/DF电击，该CV/DF电击通常响应于所检测的可电击的节律而被安排。在一些情况下，响应于接收到不可电击节律流量状况信号而抑制所有治疗。在其他示例中，可以响应于不确认可电击的节律检测而递送非电击治疗或经调整的治疗。例如，如果检测到流量减少但不满足可电击节律标准，则可例如在框468处递送超速(overdrive)心室起搏、CRT起搏、ATP、心房超速起搏或另一种起搏治疗，以尝试恢复或维持相对稳定的血液动力学状态。

ICD 314可以返回到框452以继续监测心脏电信号，以确定在抑制或调整治疗之后ICD 314是否继续检测到可电击的节律。如果在框468处抑制治疗或调整治疗后持续进行可电击节律检测或进行重新检测，则可以将另一确认请求发送到VAD 100。以此方式，如果所检测的可电击节律确实基于由VAD 100确定的估计的流速而变得血液动力学不稳定，则可以递送CV/DF电击。

图8是根据另一示例的可由包括ICD 314和VAD 100的医疗设备系统执行的方法的流程图500。在该示例中，VAD 100可以基于流速估计来检测抽吸事件，并且向ICD 314发送确认所检测的事件的请求和/或向ICD 314警告降低的流量状况。

在框502处，VAD处理器150确定估计的流速信号并监测该流速信号以检测流速的下降。在框504处，VAD 100将估计的流速信号与抽吸检测标准进行比较，以确定估计的流速是否满足抽吸检测标准。抽吸检测标准可能要求在预定时间间期(例如，5秒、10秒或更长)内，估计的流量波形的最小峰值小于抽吸检测阈值。在其他示例中，如果平均估计流速或减小的平均估计流速的负斜率小于相应的阈值，则可以满足抽吸检测标准。

响应于在框504处满足抽吸检测标准，VAD 100在框508处将请求信号发送到ICD314。响应于接收到该请求信号，ICD 314分析由感测电路382所接收的(多个)心脏电信号以在框510处检测心脏事件。在一些示例中，响应于接收到请求信号，在框510处根据心律失常检测算法分析心脏信号。附加地或可替代地，ICD控制电路380可以在框510处分析心脏电信号以检测心肌缺血。在一些情况下，在接收到请求信号时，ICD 314可能已经处于检测异常心律的过程中。导致抽吸事件被VAD 100检测到的所估计流速的降低可能是由心动过缓、室性或室上性快速性心律失常引起的。

如果ICD 314检测到心律事件，则在框514处将通知信号发送回VAD 100。ICD 314可被配置成用于在框516处提供心脏事件响应。例如，ICD 314可以在框512处基于心脏电信号分析来检测心律失常。作为响应，ICD 314可以在框514处将心律失常检测信号发送回VAD100。ICD 314可以继续监测心律和/或在框516处根据在ICD 314中实现的检测和治疗递送协议来递送适当的治疗，诸如心动过缓起搏、超速起搏、CRT、ATP和/或CV/DF电击。从VAD100所接收的请求信号与心脏电信号分析的组合可能导致心脏事件检测和框516处的后续治疗递送。

在其他情况下，ICD 314可以例如基于在框510处分析的心脏电信号的T波和/或Q-T段的变化来检测心肌缺血。可以在框514处将缺血检测信号发送回VAD 100，并且可以在框516处提供缺血响应，诸如通过ICD控制电路382生成患者或临床医生警报信号。

在一些示例中，医疗设备系统在框522处提供抽吸事件响应。抽吸事件响应可以由VAD 100和ICD 314中的一个或两个执行。例如，VAD 100可以产生患者警报和/或存储事件数据。ICD 314可以以减轻和纠正抽吸事件的方式递送起搏治疗以改变心脏的机械收缩。在检测到心律失常的情况下，导致检测到抽吸事件的所估计流速的降低可能导致也可能未导致实际的抽吸事件。降低的流速可能仅由于心律失常而导致的较低的心室输出，而没有心室塌陷或流入插管闭塞。在其他情况下，心律失常而导致的较低的心室输出也可能导致实际的抽吸事件。在两种情况下，由VAD 100在框522处提供的抽吸事件响应可以是将导致所检测的抽吸事件的所估计流速数据与从ICD 314所接收的心律失常检测一起存储在控制器110的存储器中。将低流量检测或降低的流量检测的历史与相对应的心律失常检测一起存储，可以为临床医生编程ICD 314、编程VAD 100和整体患者管理提供有用的诊断和预后数据。所存储的事件检测数据可被显示在控制器110的显示器上或者作为警报或通知被发送给临床医生。

在其他示例中，框522处的抽吸事件响应可包括减小到VAD 100的电机的驱动信号以减小叶轮速度。叶轮速度可以在延迟后逐渐增加，以允许ICD 314递送抗心律失常治疗(在框516处)以促进更正常的心律，从而增加心室容积和/或再次输出，从而增加到VAD 100的流量输入。VAD 100可以在框502处继续监测估计的流速。在一些情况下，在框522处提供的抽吸事件响应可以取决于估计的流速的减小幅度。中度的减小可指示由于心律失常导致流量减少，而没有实际的抽吸事件，在这种情况下，由ICD 314递送的抗心律失常电刺激治疗可能是唯一需要的响应。最小峰值流速的突然减小可指示实际的抽吸事件，为此可以保证叶轮速度的变化和/或患者警报。

如果ICD 314在接收请求信号时基于心脏电信号分析在框512处未检测到心脏事件，则ICD 314可以在框518处将正常的节律信号发送到VAD 100。VAD 100可以在框520处确认非心律失常相关的抽吸事件检测，并在框522处提供抽吸事件响应。抽吸事件响应可以包括由控制器110产生的警报和/或叶轮速度的自动改变。在心脏电节律正常的情况下，位置改变、血容量不足或其他情况可能引起抽吸事件。然而，即使在正常节律的情况下，ICD 314可以在框522处通过递送心脏起搏而改变心室的机械收缩来执行抽吸事件响应，以校正抽吸事件。

图9是根据另一示例的可由包括ICD 314和VAD 100的医疗设备系统执行的方法的流程图600。在框602处，VAD 100监测估计的流速，并且在框604处将估计的流速信号与降低的流速标准进行比较。例如，可以将当前的估计的流速与先前的估计的流速进行比较，以确定是否检测到下降趋势。可以执行当前流速与阈值之间的比较，以提供检测心脏事件的高灵敏度，该阈值是预定的并存储在存储器152中或基于先前的流速估计。如果未检测到估计的流速的阈值减小，则在框602处VAD 100继续监测流速。在检测到流速的非特定阈值降低之后，可以将附加标准应用于估计的流速数据，以用于以更高的特异性检测和区分导致流速降低的心脏事件。

例如，一旦在框604处检测到流速的非特定降低，就可以在框606处将可电击的节律标准应用于在检测到降低的流速之前和/或之后获取的估计的流速数据。应用于估计的流速数据的可电击节律标准可能要求估计的流速呈现出与由于VT或VF引起的流速下降相一致的模式。例如，可能需要估计的流速以落入预定的减小斜率范围内的减小的流速继续减小达预定的时间间期。如果在框606处满足可电击节律标准，则VAD 100在框608处将可电击节律警报发送到ICD 314。

在一些示例中，ICD控制电路380可以通过以下方式来对从VAD 100所接收的可电击节律警报进行响应：在框609处控制治疗递送电路384开始高压电容器充电和/或通过在框610处调整快速性心律失常检测器392所使用的VT/VF检测参数，以允许较早地检测可电击的节律和/或较早的电击递送。例如，可以在框610减少检测可电击的节律所需的VT或VF间期的数量。如果包括在快速性心律失常检测器392中的VT和VF间期计数器已经达到经调整的阈值，则响应于经调整的检测参数被满足并且从VAD 100接收到可电击的节律警报，控制电路380可以在框612处立即进行可电击的节律检测。如果检测到可电击的节律，则ICD控制电路380在框614处控制治疗递送电路384以递送治疗。在电击递送之前，治疗可以包括ATP，其可以成功地终止可电击的节律而无需电击递送。在其他示例中，在框614处递送CV/DF电击，而无需先前的ATP。在递送第一治疗尝试之后，ICD 314继续监测由感测电路382接收的心脏电信号，以确定可电击的节律是否已经被成功终止，并且如果没有成功，则在框614处根据编程的治疗协议递送后续治疗。

如果不满足应用于流速数据的可电击节律标准，则在框618处将抽吸事件标准应用于估计的流速数据(框606的“否”分支)。如果在框606处满足了可电击的节律标准，但是在框612处ICD 314使用经调整的或未经调整的检测参数未检测到可电击的节律，则ICD314可在框616处将不可电击的节律信号发送到VAD 100。响应于从ICD 314接收回的不可电击的节律信号，VAD 100在框618处确定是否满足抽吸事件标准。

流程图600示出了仅在不满足可电击的节律标准(框606的“否”分支)或从ICD 314接收到不可电击的节律信号时(框616)，才在框618处应用抽吸事件标准。然而，应当理解，在框606处应用的可电击节律标准和在框618处应用的抽吸事件标准可以并行地应用于估计的流速数据。VAD 100可以确定是否满足抽吸事件标准、是否满足可电击节律标准。在一些示例中，如果满足可电击节律标准，则VAD 100可以等待ICD 314进行响应，然后采取进一步的动作，如图9的流程所示。如果存在可电击节律，则ICD 314递送的治疗可以适当地终止可电击节律并恢复正常流速。然而，在其他示例中，即使存在可电击心律，VAD 100可以并行执行框606和618以检测抽吸事件，因为心律失常可能导致抽吸事件。

在一些示例中，抽吸事件标准与可电击的节律标准被不同地定义。例如，由流入插管闭塞引起的抽吸事件可能突然发生，其中估计的流速波形的最小峰值相对大且突然下降。由于可电击节律而导致的流量下降也可能是流速的相对突然下降，但流量波形的最大峰值、流量波形的最小峰值、平均流速、流速斜率减小或估计的流速信号的其他方面可能呈现与在实际抽吸事件期间的流速信号不同的模式。在可电击节律期间和实际抽吸事件期间，估计的流速波形的行为差异可用于定义不同的抽吸事件标准和可电击节律标准，以区分这两个事件。如果在框618处满足抽吸事件标准，则VAD 100可以在框620处提供抽吸事件响应，并且抽吸事件响应可以包括由控制器110生成警报、将警报发送给临床医生、调整叶轮速度和/或将事件数据存储在控制器存储器152中，以供显示给临床医生和供临床医生查看。

应当理解，取决于示例，本文描述的方法中的任一个中的某些动作或事件可以以不同的顺序被执行，可以被添加、合并、或完全省略(例如，并非所有描述的动作或事件都是实践该方法所必需的)。此外，在某些示例中，可同时地而不是顺序地执行动作或事件，例如，通过多线程处理、中断处理或多个处理器。另外，尽管为了清楚起见，本公开的某些方面被描述为由单个电路或单元执行，但是应该理解，本公开的技术可以由与例如医疗设备相关联的单元或电路的组合来执行。

在一个或多个示例中，可以以硬件、软件、固件或它们的任意组合来实现所描述的功能。如果在软件中实现，则这些功能可作为一个或多个指令或代码被存储在计算机可读介质上并且由基于硬件的处理单元来执行。计算机可读介质可包括非瞬态计算机可读存储介质，其对应于有形介质，诸如数据存储介质(例如，RAM、ROM、EEPROM、闪存、或可用于以指令或数据结构的形式存储期望程序代码并且可由计算机访问的任何其他介质)。

指令可由一个或多个处理器执行，诸如一个或多个数字信号处理器(DSP)、通用微处理器、专用集成电路(ASIC)、现场可编程逻辑阵列(FPGA)或其他等效的集成或分立逻辑电路系统。相应地，如本文中所使用的术语“处理器”可以指的是任何上述结构或适合于实现本文中所描述的技术的任何其他结构。此外，可以在一个或多个电路或逻辑元件中完全地实现这些技术。

因此，在前面的描述中已经参考具体示例提出了一种系统，该系统包括心脏刺激设备和VAD，以用于协作地监测心脏事件并管理患者治疗。将理解的是，本文所公开的各种方面可以以与附图中呈现的特定组合不同的组合来被组合。可理解到，可对参考示例做出各种修改而不背离本公开以及所附权利要求和示例的范围。

示例1一种包括植入式心脏复律除颤器(ICD)的植入式示例医疗设备系统，ICD包括：感测电路，其被配置成用于接收由患者心脏产生的心脏电信号；治疗递送电路，其被配置成用于将电刺激治疗递送到患者的心脏；遥测电路，其被配置成与心室辅助设备(VAD)进行双向通信；以及控制电路，其耦合至感测电路、治疗递送电路和遥测电路，并被配置成用于：从由感测电路接收的心脏电信号中检测心脏事件；响应于检测到心脏事件，控制遥测电路将请求信号发送到VAD；控制遥测电路接收由VAD发送回ICD的响应信号；基于所接收的响应信号选择治疗递送响应；以及根据所选择的治疗递送响应来控制治疗递送电路。

示例2示例1的系统，其中控制电路被配置成用于通过检测可电击的节律来检测心脏事件；通过发送对可电击流量状况确认的请求来发送请求；通过以下方式之一基于所接收的响应信号来选择治疗递送响应：响应于从VAD接收的可电击的流量状况信号而安排电击治疗，或响应于从VAD接收到不可电击的流量状况信号而抑制电击治疗。

示例3示例1-2中任一项的系统，其中控制电路被配置成用于在接收到由VAD发送的响应信号之前，控制治疗递送电路开始递送抗心动过速起搏。

示例4示例1-3中任一项的系统，其中控制电路被配置成用于在接收到由VAD发送的响应信号之前，控制治疗递送电路以开始给高压电容器充电。

示例5示例1-4中任一项的系统，进一步包括VAD，VAD包括：血泵；控制器，其包括电源、处理器和配置成用于与ICD双向通信的遥测电路；以及耦合在血泵与控制器之间的驱动线，其用于将驱动信号传送到血泵；其中控制器被配置成用于：确定血泵的估计的流速；响应于请求信号，将估计的流速与可电击节律标准进行比较；以及通过以下方式之一发送响应信号：响应于估计的流速满足可电击节律标准，而将可电击节律确认信号发送回ICD；或响应于估计的流速不满足可电击节律标准，而发送不可电击节律流量状况信号。

示例6示例5的系统，其中控制器被进一步配置成用于基于在接收请求信号之前确定的先前估计的流速来建立流速阈值；以及将估计的流速与流速阈值进行比较。

示例7示例5-6中任一项的系统，其中控制器被进一步配置成用于：响应于估计的流速在心脏事件检测的预定时间间期范围内下降到小于阈值速率，而确定估计的流速满足可电击节律标准。

示例8示例5-7中任一项的系统，其中控制器被进一步配置成用于：响应于估计的流速下降到小于阈值速率并至少在预定时间间期内保持低于阈值速率，而确定估计的流速满足可电击节律标准。

示例9示例1-8中任一项的系统，其中控制电路被配置成用于通过基于所接收的响应信号不确认所检测的心脏事件而抑制电刺激治疗，来选择治疗递送响应。

示例10示例1-9中任一项的系统，其中控制电路被配置成用于通过基于所接收的响应信号确认所检测的心脏事件而控制治疗递送电路递送电刺激治疗，来选择治疗递送响应。

示例11一种方法，包括：获得心脏电信号；从心脏电信号中检测心脏事件；接收来自心室辅助设备(VAD)的确认信号；基于所接收的确认信号来选择治疗递送响应；以及根据所选择的治疗递送响应来控制治疗递送电路。

示例12示例11的方法，进一步包括响应于检测到心脏事件，而将请求信号发送到VAD以触发来自VAD的确认信号的发送。

示例13示例12的方法，进一步包括在发送请求信号之后以及接收确认信号之前，开始抗心动过速起搏的递送。

示例14示例12-13中任一项的方法，进一步包括在发送请求信号之后以及接收确认信号之前，开始对高压电容器的充电。

示例15示例11-14中任一项的方法，其中检测心脏事件包括检测可电击的心律。

示例16示例11-15中任一项的方法，其中选择治疗递送响应包括以下之一：响应于由VAD所检测的指示可电击的流量状况的确认信号来而排电击治疗，或者响应于由VAD所检测的指示不可电击的流量状况的确认信号而抑制电击治疗。

示例17示例11-16中任一项的方法，其中选择治疗递送响应包括基于所接收的确认信号不确认所检测的心脏事件而抑制电刺激治疗。

示例18示例11-17中任一项的方法，其中选择治疗递送响应包括基于确认信号确认所检测的心脏事件而控制治疗递送电路递送电刺激治疗。

示例19一种系统，包括：血泵，其包括电机、用于从患者心脏接收血液的流入插管，以及用于耦合至患者动脉的流动出口；以及控制器，其包括电源、处理器和配置成用于与第二设备通信的遥测电路；以及耦合在血泵与控制器之间的驱动线，其用于将驱动信号发送到血泵；其中控制器被配置成用于：估计血泵的流速；从估计的流速中检测心脏事件；以及响应于检测到心脏事件，控制遥测电路将请求信号发送到第二设备。

示例20示例19的系统，其中控制器被配置成用于通过以下来检测心脏事件：将估计的流速与抽吸事件标准进行比较；响应于满足抽吸事件标准而检测到抽吸事件。

示例21示例19-20中任一项的系统，其中控制器被配置成用于：通过将估计的流速与低流量阈值进行比较来检测心脏事件；响应于估计的流速小于低流量阈值，将估计的流速与可电击的节律标准进行比较；以及响应于满足可电击的节律标准而将请求信号发送到第二设备。

示例22示例19-21中任一项的系统，其中遥测电路被配置成用于从第二设备接收响应信号，该响应信号包括以下之一：响应于基于心脏信号分析未被检测到心律失常的正常节律信号；或响应于基于心脏信号分析检测到心律失常的心律失常检测信号；并且其中控制器被配置成用于基于从第二设备接收的响应信号来选择对所检测的心脏事件的响应。

示例23示例22的系统，其中控制器基于从第二设备接收的响应信号来抑制对所检测的心脏事件的响应。

示例24示例19-23中任一项的系统，进一步包括第二设备，其中第二设备包括：感测电路，其被配置成用于接收由患者的心脏产生的心脏电信号；治疗递送电路，其被配置成用于将电刺激治疗递送到患者的心脏；遥测电路，其被配置成用于与第一设备通信；以及控制电路，其耦合到感测电路、治疗递送电路和遥测电路，并且被配置成用于：响应于接收到请求信号而调整心律失常检测参数；响应于调整的心律失常检测参数被满足，而从由感测电路所接收的心脏电信号中检测到心律失常。

示例25示例24的系统，其中第二设备控制电路被配置成用于响应于检测到心律失常而控制治疗递送电路递送治疗。

示例26示例19-25中任一项的系统，进一步包括第二设备，其中第二设备被配置成用于：接收心脏电信号；响应于接收到请求信号而分析心脏电信号以检测心肌缺血。

示例27示例26的系统，其中系统被配置成用于响应于第二设备检测到心肌缺血而生成患者警报。

示例28示例19-27中任一项的系统，其中控制器被配置成用于响应于检测到心脏事件而生成患者警报。

示例29示例19-28中任一项的系统，其中控制器被配置成用于响应于检测到心脏事件而调整血泵的速度。

示例30示例19-29中任一项的系统，进一步包括第二设备，第二设备包括：感测电路，其被配置成用于接收由患者的心脏产生的心脏电信号；治疗递送电路，其被配置成用于将电刺激治疗递送到患者的心脏；遥测电路，其被配置成用于与第一设备双向通信；以及控制电路，其耦合到感测电路、治疗递送电路和遥测电路，并且被配置成用于：响应于接收到请求信号而控制治疗递送电路递送电刺激治疗。

示例31一种方法，包括：估计血泵的流速；从估计的流速检测检测心脏事件；以及响应于检测到心脏事件而将请求信号发送到第二设备。

示例32示例31的方法，其中确定心脏事件包括：将估计的流速与抽吸事件标准进行比较；以及响应于满足抽吸事件标准而检测到抽吸事件。

示例33示例31-32中任一项的方法，其中检测心脏事件包括：将估计的流速与低流量阈值进行比较；响应于估计的流速小于低流量阈值，而将估计的流速与可电击节律标准进行比较；以及响应于满足可电击节律标准而检测到可电击节律，并且其中发送请求信号包括响应于满足可电击节律标准而将请求信号发送到第二设备。

示例34示例29-33中任一项的方法，进一步包括：从第二设备接收响应信号，响应信号包括以下之一：响应于基于心脏信号分析未被检测到心律失常的正常节律信号；或响应于基于心脏信号分析检测到心律失常的心律失常检测信号；并且基于从第二设备接收的响应信号来选择对所检测的心脏事件的响应。

示例35示例34的方法，其中选择对所检测的心脏事件的响应包括基于从第二设备接收的响应信号来抑制对所检测的心脏事件的响应。

示例36示例31-35中任一项的方法，进一步包括以下中的至少一个：响应于检测到心脏事件而生成患者警报；以及/或者响应于检测到心脏事件而调整血泵的速度。

示例37一种医疗设备系统，包括：植入式心脏复律除颤器(ICD)；以及心室辅助设备(VAD)，其中：ICD和VAD能够相互双向通信；ICD和VAD中的第一个被配置成用于：检测心脏事件；响应于检测到心脏事件而将请求信号发送到ICD和VAD中的第二个；以及ICD和VAD中的第二个被配置成用于：响应于接收到请求信号，而分析由ICD和VAD中的第二个所接收的信号；确定从分析的信号检测到心脏事件；以及通过以下中的至少一个提供对确定从信号检测到心脏事件的响应：将信号发送回ICD和VAD中的第一个，从而确认所检测的心脏事件或调整治疗。

Claims (14)

1.一种设备，包括：

感测电路，所述感测电路被配置成用于接收心脏电信号；

治疗递送电路，所述治疗递送电路被配置成用于递送电刺激治疗；

遥测电路，所述遥测电路被配置成用于与心室辅助设备(VAD)通信；以及

控制电路，所述控制电路被耦合至所述感测电路、所述治疗递送电路和所述遥测电路，并且所述控制电路被配置成用于：

从所述感测电路所接收的所述心脏电信号检测心脏事件；

接收由所述VAD发送的确认信号；

基于所接收的确认信号来选择治疗递送响应；以及

根据所选择的治疗递送响应控制所述治疗递送电路。

2.如权利要求1所述的设备，其特征在于，所述控制电路进一步被配置成用于响应于检测到所述心脏事件，控制所述遥测电路向所述VAD发送请求信号，以触发所述确认信号的发送。

3.如权利要求2所述的设备，其特征在于，所述控制电路被配置成用于控制所述治疗递送电路在发送所述请求信号之后并且在接收所述确认信号之前开始递送抗心动过速起搏。

4.如权利要求2-3中任一项所述的设备，其特征在于，所述控制电路被配置成用于控制所述治疗递送电路在发送所述请求信号之后并且在接收所述确认信号之前开始为高压电容器充电。

5.如权利要求1-4中任一项所述的设备，其特征在于，所述控制电路被配置成用于通过检测可电击节律来检测所述心脏事件。

6.如权利要求1-5中任一项所述的设备，其特征在于，所述控制电路被配置成用于通过以下中的一项基于所接收的确认信号来选择所述治疗递送响应：

响应于所述确认信号指示由所述VAD检测的可电击流量状况而安排电击治疗，或者

响应于所述确认信号指示由所述VAD检测的不可电击流量状况而抑制电击治疗。

7.如权利要求1-6中的任一项所述的设备，其特征在于，所述控制电路被配置成用于基于所接收的确认信号未确认所检测的心脏事件而通过抑制电刺激治疗来选择所述治疗递送响应。

8.如权利要求1-7中任一项所述的设备，其特征在于，所述控制电路被配置成用于基于所述确认信号确认所检测的心脏事件而通过控制所述治疗递送电路递送电刺激治疗来选择所述治疗递送响应。

9.一种系统，包括：

血泵，所述血泵包括电机、用于从患者心脏接收血液的流入插管以及用于耦合至患者动脉的流动出口；

控制器，所述控制器包括电源、处理器和配置成与第二设备通信的遥测电路；以及

驱动线，所述驱动线耦合在所述血泵与所述控制器之间，以将驱动信号发送到所述血泵；

其中所述控制器被配置成用于：

估计所述血泵的流速；

根据估计的流速检测心脏事件；以及

响应于检测到所述心脏事件，控制所述遥测电路将请求信号发送到所述第二设备。

10.如权利要求9所述的系统，其特征在于，所述控制器被配置成用于通过以下来检测所述心脏事件：

将所述估计的流速与抽吸事件标准进行比较；以及

响应于满足所述抽吸事件标准，检测到抽吸事件。

11.如权利要求9-10中任一项所述的系统，其特征在于，所述控制器被配置成用于：

通过将所述估计的流速与低流量阈值比较来检测所述心脏事件；

响应于所述估计的流速小于所述低流量阈值，将所述估计的流速与可电击节律标准进行比较；以及

响应于满足所述可电击节律标准，将所述请求信号发送到所述第二设备。

12.如权利要求9-11中任一项所述的系统，

其特征在于，所述遥测电路被配置成用于从所述第二设备接收响应信号，所述响应信号包括以下之一：

响应于基于所述心脏信号分析而未检测到心律失常的正常节律信号；或者

响应于基于所述心脏信号分析而检测到心律失常的心律失常检测信号；并且

其中所述控制器被配置成用于基于从所述第二设备接收的所述响应信号来选择对所检测的心脏事件的响应。

13.如权利要求12所述的系统，其特征在于，所述控制器基于从所述第二设备接收的所述响应信号来抑制对所检测的心脏事件的响应。

14.如权利要求9-13中任一项所述的系统，其特征在于，所述控制器被配置成用于以下之一：

响应于检测到所述心脏事件而生成患者警报，和/或

响应于检测到所述心脏事件而调整所述血泵的速度。

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