CN113164070A

CN113164070A - 用于系统识别的系统和方法

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Publication number: CN113164070A
Application number: CN201980054311.7A
Authority: CN
Inventors: 谭清; 阿默·厄卡特吉; N·乔瑟菲; E·R·艾德尔曼; B·Y·常; S·凯勒; S·S·哈弗萨
Original assignee: A MoEkateji; Brigham and Womens Hospital Inc; Abiomed Inc; Massachusetts Institute of Technology
Current assignee: A MoEkateji; Brigham and Womens Hospital Inc; Abiomed Inc; Massachusetts Institute of Technology
Priority date: 2018-06-19
Filing date: 2019-06-19
Publication date: 2021-07-23
Also published as: IL279432A; EP4233697A2; US11357968B2; SG11202012264TA; US20230238146A1; US20200146561A1; KR20210022652A; SG11202012262XA; EP4233697A3; CN112839574A; IL279524A; US20200086022A1; ES2955099T3; DK3809959T3; CA3103478A1; AU2019290139A1; WO2019246305A1; AU2019290143A1; EP3809959B1; JP2021529648A

Abstract

本文中所描述的系统和方法确定心脏或血管性能的度量（诸如，心脏输出），并且可以使用所述度量来确定要提供给患者的机械循环支持的适当水平。所描述的系统和方法通过以下步骤来确定心脏性能：确定在单次心脏搏动内或跨越多次心脏搏动的主动脉压测量值（或其他生理测量值），并将这种测量值与在单次心脏搏动或多次心脏搏动期间得出的流量估计值或流量测量值结合使用来确定心脏性能，包括确定心脏输出。通过利用放置在脉管系统内的机械循环支持系统，减少或消除了在患者体内放置独立的测量装置的需要。本文中所描述的系统和方法可在不更改心泵的操作（例如，不增加或降低泵速度）的情况下表征心脏性能。

Description

用于系统识别的系统和方法

相关申请的交叉引用

本申请要求以下各者的优先权和权益：2018年6月19日提交的标题为“METHODSAND SYSTEMS FOR IMPROVED ASSESSMENT OF VASCULAR AND CARDIAC STATE”的美国临时专利申请号62/687,133；2019年6月18日提交的标题为“SYSTEMS AND METHODS FOR SYSTEMIDENTIFICATION”的美国临时专利申请号62/863,136；以及2019年6月18日提交的标题为“SYSTEMS AND METHODS FOR DETERMINING CARDIAC PERFORMANCE”的美国临时专利申请No. 62/863,146。上文引用的申请的全部内容通过引用并入本文中。

技术领域

无。

背景技术

心血管疾病是全世界发病率、死亡率和医疗保健负担的主要原因。已为心脏健康开发了各种治疗模式，范围从药物到机械装置以及移植。临时心脏支持装置（诸如，心泵系统）提供血液动力学支持，并促进心脏恢复。一些心泵系统经皮插入到心脏中并且可以与原生心脏并行运行以补充心脏输出，诸如IMPELLA®族装置（马萨诸塞州丹弗斯的Abiomed,Inc.）。这种心泵系统可测量和/或计算对确定患者健康和判断心泵系统的操作有用的心泵参数。泵可跨越心脏的主动脉瓣定位，使得泵的血液入口在左心室内且泵的出口在主动脉内。在一些实施方式中，泵被定位在心脏的右心室内。如果泵跨越主动脉瓣定位使得泵的血液入口在左心室内且泵的出口在主动脉内，则泵通过使左心室去负荷来促成原生心脏操作。

心脏支持（如通过由泵送装置输送的血液的体积流量来衡量）或每个患者需要的心脏支持的持续时间可以变化。临床医生难以直接和定量地确定装置应输送多少支持或者何时终止使用心泵系统，特别是对于从干预或其他心脏护理中康复的患者。因此，临床医生倾向于依靠对心脏功能的判断和间接估计，诸如使用充以流体的导管来测量心内或血管内压力。心脏输出（CO）特别难以量化。肺动脉导管（PAC）可提供对中心静脉压和肺动脉压的实时测量，并且可通过全身耗氧量或弹丸式热稀释法使用菲克定律来估计CO。由于必须做出假设才能得出CO度量以及对应的缺乏保真度和更具侵入性的度量，因此PAC无法建立与临床结果的可靠关联。通过PAC进行的测量忽视了心脏功能的动态变化且因此为不连续的，而全身心室血管联接的非线性方面无法被充分捕获。

发明内容

本文中所描述的系统和方法确定患者单次心脏搏动的心脏性能的度量（诸如，CO），并且可以使用所述度量来确定要提供给患者的机械循环支持的适当水平。可以在多次搏动中测量心脏性能度量并对其进行数学处理，以总体上得出该患者心脏的性能的模型。可以使用机械循环支持系统（诸如，血管内血泵系统）进行这些确定。所述系统和方法根据在使用机械循环支持系统期间的压力和流量测量值或压力和流量的估计值来表征心脏性能，如在一次或多次心脏搏动中的单次心脏搏动周期内所确定的。本文中所描述的系统和方法可容易地在临床应用中得到验证和利用，因为它们利用了通过机械循环支持系统所获取的现有测量值。本文中所描述的系统和方法利用了留置式机械循环支持装置的操作，而无需附加的测量或导管来确定CO。与从PAC或容易在临床实践中部署的其他诊断法获得的传统措施相比，连续和准确地跟踪全身血管阻力和顺应性的变化以及估计心脏搏出量的潜力标志着一项重大进步。

所描述的系统和方法通过以下步骤来确定心脏性能：确定在单次心脏搏动内或跨越多次心脏搏动的主动脉压测量值（或其他生理测量值），并将这种测量值与在单次心脏搏动或多次心脏搏动期间得出的流量估计值或流量测量值结合使用来确定心脏性能，包括确定心脏输出。通过利用放置在脉管系统内的机械循环支持系统，减少或消除了在患者体内放置独立的测量装置的需要。由于可在单次心脏搏动内进行测量，因此可以以从一次搏动到另一次搏动的连续方式来表征一次或多次搏动内的心脏性能——例如，可针对一系列心脏搏动中的每次心脏搏动来测量心脏性能。附加地，采集这些测量值并未损害心泵的操作。本文中所描述的系统和方法可在不更改心泵的操作（例如，不增加或降低泵速度）的情况下表征心脏性能。如果患者完全依赖心泵的血流量贡献使得在不潜在地损害患者的情况下不能降低心泵的速度，或者如果其他仪器（例如，体外膜氧合（ECMO）系统）防止心泵速度的增加，则这可以是特别有益的。在一些应用中，本文中所描述的系统和方法与这种其他仪器结合使用。因此，本文中所描述的系统和方法可提供对心脏性能的连续测量，同时还提供适当的心脏支持。

可经由机械循环支持系统向患者心脏提供血液动力学支持，所述机械循环支持系统可包括血泵，并且可在血泵的操作期间测量血液动力学参数。血泵可以是血管内血泵、主动脉内球囊泵、ECMO装置或其他血泵（例如，从马萨诸塞州丹弗斯的Abiomed Inc的Impella®族装置，或来自宾夕法尼亚州匹兹堡的CardiacAssist Inc.的TandemHeart®族装置）。可在单次心脏搏动期间获取血液动力学参数的多个测量值。例如，可在心脏搏动的舒张下降期间的不同时间处获取多个测量值（例如，三个、四个、五个、六个、七个、十个、二十个、三十个、一百个或任何合适数量的测量值）。如果将心脏性能建模为数学系统（例如，经由Windkessel模型），则在这些不同时间处的压力和血流速率允许配置方程组，然后可对方程组求解以确定指示心脏性能的功能值，诸如全身血管阻力和顺应性。然后，可从阻力或顺应性值计算出心脏输出（以及指示心脏和/或血管性能的其他度量）。这些计算不限于针对单次心脏搏动仅计算阻力和顺应性一次——例如，本文中所描述的计算可包括针对在单次心脏搏动内的多个压力测量值（或多组压力测量值）计算阻力和顺应性、根据那些测量值确定阻力和顺应性、以及然后对那些阻力和顺应性值求平均值或以其他方式对其进行处理以针对单次心脏搏动确定代表整体脉管系统或心脏健康的代表性阻力、顺应性或其他度量值。可以对多次心脏搏动进行类似的测量，并将其用于确定对该患者心脏的心脏性能进行建模的平均值或其他组合测量值。

在一些方面中，可基于所确定的心脏性能测量值来应用或调节血液动力学支持。经由机械循环支持装置（MCS）将血液动力学支持应用于患者心脏。在一些实施方式中，该装置是经由经皮插入而放置在患者心脏内的血管内血泵。MCS可以是外科手术植入的装置、左心室辅助装置、反搏装置、可扩张的心泵、体外膜氧合装置、主动脉内球囊泵或任何其他合适的装置。可向患者引入泵，因为患者处于心源性休克、正接受冠状动脉介入、患有心脏病或以其他方式正经历心脏健康下降。泵促成原生心脏操作，使得来自心脏的CO等于原生CO加泵输出。

提供血液动力学支持可包括以第一泵送速率或泵速度操作血管内血泵。泵送速率是泵的操作速度，并且对应于通过泵的操作所提供的血流量的量。在一些实施方式中，泵送速率可对应于转子的旋转速度。例如，泵速度可以是10,000 RPM、20,000 RPM、30,000 RPM、40,000 RPM、50,000 RPM、60,000 RPM、70,000 RPM、80,000 RPM、90,000 RPM、100,000 RPM或任何合适的速度。泵速度可对应于功率水平或P水平，如下文关于图1所描述的。例如，泵速度可以是P-1、P-2、P-3、P-4、P-5、P-6、P-7、P-8或P-9。在一些实施方式中，泵送速率可改为对应于泵的腔室填充和释放血液的速率。

在一些实施方式中，在心脏的多次搏动期间以第一泵送速率提供血液动力学支持。每次搏动包括收缩上升、重搏切迹和在重搏切迹之后出现的舒张下降。例如，可在两次、三次、四次、十次、二十次、三十次、一百次、两百次或任何其他合适次数的心脏搏动范围内提供血液动力学泵送速率。重搏切迹标志着舒张的开始，舒张是在心脏肌肉放松并允许腔室充满血液时的心脏搏动阶段。如果血管内血泵是左心脏系统，则在血泵操作的同时，在舒张期间从患者的左心室中出来进入主动脉中的唯一主要流量是由血泵促成的流量。舒张期是心脏完成舒张的时间——舒张是在心脏肌肉放松并允许腔室充满血液时的心脏搏动阶段。例如，舒张期可以是0.05秒、0.1秒、0.2秒、0.3秒、0.4秒、0.5秒、0.6秒、0.7秒、0.8秒、0.9秒、1秒或任何合适的时间长度。

在一些实施方式中，测量血液动力学参数以监测装置的定位和性能以及患者在借助（on）装置时的健康状况（well-being）。例如，可利用血管内血泵中所包括的传感器来测量血液动力学参数，或者可由独立的装置来测量血液动力学参数。血液动力学参数可以是与身体的器官和组织内的血液流动有关的任何参数。例如，血液动力学参数可包括以下各者中的至少一者或多者：心率、血压、动脉血氧饱和度、混合静脉血氧饱和度、中心静脉血氧饱和度、动脉血压、平均动脉压、右动脉压、中心静脉压、右心室压、肺动脉压、平均肺动脉压、肺动脉闭塞压、左心房压、主动脉压、压差、左心室末压、搏出量、搏出量指数、搏出量变化、全身血管阻力、全身血管阻力指数、肺血管阻力、肺血管阻力指数、肺血管阻力、肺血管阻力指数、左心室搏出功、左心室搏出功指数、右心室搏出功、右心室搏出功指数、冠状动脉灌注压、右心室舒张末期容积、右心室舒张末期容积指数、右心室收缩末期容积、右心室射血分数、动脉血氧含量、静脉血氧含量、动静脉血氧含量差、氧输送、氧输送指数、耗氧量、耗氧量指数、氧摄取分数、氧摄取指数、总外周阻力、CO、心脏指数和CPO。

在一些实施方式中，血液动力学参数是主动脉压。可在相应的不同时间处进行多次主动脉压测量，并将结果用于检测泵的位置和性能以及将泵配置成用于操作。在一些实施方式中，检测三个或更多个主动脉压测量值，所有测量值都可在所述多次搏动的相同心脏搏动的舒张内或在不同搏动或时间期间。如果血泵是左心脏系统，则在舒张期间压力测量值可以是最佳的，因为在舒张期间通过主动脉的唯一主要流量由血泵促成。因此，那么可更容易确定泵性能及其对心脏的贡献。

在一些实施方式中，在相应的三个不同时间处确定由血管内血泵泵送的至少三个血流速率。从泵输出的流量（i_p）可以由泵的速度（每分钟转数或RPM）以及为维持该泵速度而供应到泵的马达电流来确定。泵速度和马达电流之间的技术关系允许通过数学相关或查找表来估计流量，其中泵速度和马达电流是查找表的索引。查找表中的流量值可通过台试（bench testing）进行预填充。确定从泵输出的流量的另一种方式是，在将泵（或类似的泵）放置在患者体内之前，确定泵速度和马达电流值的可能组合的子集的流量。例如，如果由i₁表示泵速度为40,000 RPM且马达电流为500 mA下的流量，且由i₂表示泵速度为40,000 RPM且马达电流为510 mA下的流量，则可以通过取i₁和i₂的平均值来计算泵速度为40,000 RPM且马达电流为505 mA下的流量。

基于多个主动脉压测量值和血流速率来确定CO。一些调适使用至少三个主动脉压测量值和至少三个对应的血流速率。在示例中，使用Windkessel模型来模拟血管系统，该Windkessel模型具有彼此并联的两个电流源i_h和i_p以及具有阻力R和顺应性C。此模型中反映的技术关系的支配方程为：

(1)

其中C是顺应性，P是压力，R是全身血管阻力，i_h是来自原生心脏操作的流量，且i_p是来自泵的流量。在舒张期间，主动脉瓣闭合，因此通过左心室的唯一流量来自跨越瓣膜定位的泵。通过忽视心脏电流源并假设泵流量恒定，因此可以将模型简化如下：

(2)

其中P₀是舒张压的指数衰减项（

）的比例因子。例如，比例因子P₀可与对应的泵速度的倒数成比例，使得

，其中P₀₁是第一泵速度speed₁下的比例因子，且P₀₂是第二泵速度speed₂下的比例因子。因此，一旦临床上已针对单个泵速度x确定P_0x，就可针对一系列的泵速度外推比例因子P_0x。在一些实施方式中，根据为维持恒定速度而去往心泵系统的马达的电流来估计来自泵的流量i_p。可在单个舒张期内的各种点处测量压力P，以表征和解构压力波形。例如，可在多个时间处知道（例如，测量）压力，并且在Winkessel模型的情况下，可在三个不同时间处知道压力。可在与压力测量的相同时间估计流量i_p。设置多个压力方程，一个方程用于测量压力的时间中的每一者，基于方程（2），可计算R和C值。在一些实施方式中，心泵以恒定速度操作。

全身血管阻力和顺应性值可用于计算指示心脏性能的其他度量。例如，一旦已使用上文所描述的Windkessel模型确定R和C，就可通过将所计算的R和C值插入到以上方程（1）中并对i_h求解以确定由原生心脏功能促成的体积流量来确定心脏的CO。可通过取在期望的时间段（例如，5秒、10秒、30秒等）内的总心脏流量（i_h + i_p）的平均值来计算CO。

在一些实施方式中，可确定指示心脏性能的其他度量。例如，指示心脏性能的度量可以是心室阻力、心室顺应性、CO、CPO、搏出量、搏出功、射血分数、心脏指数或患者存活性的预测。指示心脏性能的许多度量相互关联。例如，基于通过和经过泵的血液的流率来确定CO。搏出量是左心室功能的指数，其公式为SV= CO/HR，其中SV是搏出量，CO是心脏输出，且HR是心率。搏出功是由心室喷射出一定的血容量所做的功，并且可以根据方程SW = SV *MAP从搏出量计算得出，其中SW是搏出功，SV是搏出量，且MAP是平均动脉压。通过搏出功和心率的乘积来计算心脏功。CPO是表示以瓦特为单位的心脏泵送能力的心脏功能的量度。使用方程CPO = mAoP * CO/451来计算CPO，其中CPO是心脏功率输出，mAoP是平均主动脉压，CO是心脏输出，且451是用于将mmHg x L/min转换为瓦特的常数。可以通过将搏出量除以心室中的血容量来计算射血分数。可以从这些值计算出或经由这些参数来确定其他参数，诸如腔室压力、前负荷状态、后负荷状态、心脏恢复、流量负荷状态、可变容积负荷状态和/或心脏搏动周期流量状态。

可基于指示心脏性能的度量来调节泵的操作。调节泵操作可包括增加泵速度、降低泵速度、调节泵放置、关闭泵或任何其他合适的调节。例如，如果所泵送的总血容量低于阈值，则可增加泵速度，而如果血容量高于阈值，则可降低泵速度。

在一些实施方式中，在所述多次搏动中的特定搏动期间的舒张下降期间检测多个主动脉压测量值。例如，可以以每秒1、2、3、10、20、30、100、200、300、1000、2000、3000或任何其他合适的样本数的速率来对压力进行采样。在一些示例中，在舒张下降期间仅对主动脉压进行采样。在一些示例中，恒定地或周期性地测量主动脉压。在一些示例中，在舒张下降期间更改主动脉压的采样率。在一些实施方式中，当仅通过血泵的操作发生心脏输出时，在舒张结束时获得至少一个主动脉压测量值。在一些实施方式中，可经由压力传感器获取所述多个主动脉压测量值。例如，压力传感器可以是向心脏提供血液动力学支持的血管内血泵的一部分，或者压力传感器可与血管内血泵分开。

在一些实施方式中，确定患者心脏的心脏输出包括处理单次心脏搏动或若干次心脏搏动的多个心脏输出值。例如，如上文所描述，可在特定心脏搏动的舒张期间获取多个主动脉压测量值。对于所述多个主动脉压测量值中的每个压力测量值，可测量压力并且可估计流量。可在两个时间之间比较结合已知的测量时间的压力和流量值以计算心脏参数（诸如，血管阻力和顺应性），且然后将其用于确定CO。即使在单次心脏搏动内，跨越舒张下降所计算的整个CO值也可由于患者心脏中的波动和流量估计值的差异而变化。处理所述多个CO值可包括对所述所确定的多个心脏输出值执行求和、求平均值或线性回归中的至少一者，以计算心脏的心脏输出的第一累积指标（cumulative indicator）。通过处理单个心脏中的多个主动脉压测量值的多个CO值，本文中所描述的系统和方法提供对心脏的CO（和心脏性能）的准确表示。在一些实施方式中，心脏的心脏输出的第一累积指标指示在特定心脏搏动期间的心脏性能或整体患者健康。

在一些实施方式中，本文中的系统和方法可通过针对多次心脏搏动计算CO来确定心脏性能，并且可以评估CO的测量值和确定值以识别心脏的心脏性能的累积指标。在一些实施方式中，在上文所讨论的特定心脏搏动之后，针对第二心脏搏动确定心脏的心脏输出的第二累积指标——即，心脏输出的第一累积指标可代表在第一时间的第一心脏搏动，且第二累积心脏输出可代表在比第一时间更晚的第二时间的第二心脏搏动。在一些实施方式中，第二心脏搏动直接在第一心脏搏动之后。在一些实施方式中，在第一心脏搏动结束和第二心脏搏动开始之间经过了一段时间。该时间段可以是1秒、1分钟、10分钟、1小时、10小时或任何其他合适的时间长度。例如，可针对在时间12:00 PM开始的心脏搏动计算第一累积度量，且可针对在同一天的1:00 PM开始的心脏搏动计算所指示的第二累积度量。调查在不同时间点的心脏搏动的心脏输出可允许临床医生或计算机系统找到患者健康的整体趋势。

在一些实施方式中，将心脏输出的第一累积指标与心脏输出的第二累积指标进行比较。类似于上文所描述的第一累积指标，可通过计算第二多个心脏输出值来确定第二累积指标，其中，所述第二多个心脏输出值中的每个心脏输出值对应于第二组搏动中的一次搏动。将求和、求平均值或线性回归应用于所述所确定的多个心脏输出值以计算第二累积指标，该第二累积指标可指示患者心脏的整体心脏性能。

基于第一累积指标和第二累积指标之间的比较，确定（i）心脏的心脏性能提高抑或（ii）心脏的心脏性能降低。心脏性能的提高或降低可指示患者心脏或整体健康。类似地，可针对患者的多次心脏搏动确定CO值，并且可将其用于跟踪随时间推移的心脏性能。可基于确定心脏的心脏性能是随时间推移而提高还是降低来调节提供给患者的血液动力学支持。该指标可用于识别何时应用或调节机械循环支持水平以及达到何种程度。在一些实施方式中，如果观测到心脏性能提高，则可减少提供给患者的血液动力学支持；但如果观测到心脏性能降低，则可增加提供给患者的血液动力学支持。

在一些方面中，在心泵以第一泵速度操作期间监测血液动力学参数。在一些实施方式中，泵是经由经皮插入而放置在患者心脏内的血管内血泵装置。可向患者引入泵，因为患者处于心源性休克或以其他方式正经历健康下降。泵可跨越主动脉瓣定位，使得泵的血液入口（例如，图1的血液入口172）在左心室内且泵的出口（例如，图1的出口开口170）在主动脉内。泵促成原生心脏操作，使得来自心脏的CO等于原生CO加泵输出。

血液动力学参数可以是与身体的器官和组织内的血液流动有关的任何参数。例如，血液动力学参数可包括以下各者中的至少一者：心率、血压、动脉血氧饱和度、混合静脉血氧饱和度、中心静脉血氧饱和度、动脉血压、平均动脉压、右动脉压、中心静脉压、右心室压、肺动脉压、平均肺动脉压、肺动脉闭塞压、左心房压、主动脉压、压差、左心室末压、搏出量、搏出量指数、搏出量变化、全身血管阻力、全身血管阻力指数、肺血管阻力、肺血管阻力指数、肺血管阻力、肺血管阻力指数、左心室搏出功、左心室搏出功指数、右心室搏出功、右心室搏出功指数、冠状动脉灌注压、右心室舒张末期容积、右心室舒张末期容积指数、右心室收缩末期容积、右心室射血分数、动脉血氧含量、静脉血氧含量、动静脉血氧含量差、氧输送、氧输送指数、耗氧量、耗氧量指数、氧摄取分数、氧摄取指数、总外周阻力、CO、心脏指数和心脏功率输出（CPO）。泵速度是泵的操作速度，并且对应于通过泵的操作所提供的血流量的量。在一些实施方式中，泵速度可对应于转子的旋转速度。例如，泵速度可以是10,000RPM、20,000 RPM、30,000 RPM、40,000 RPM、50,000 RPM、60,000 RPM、70,000 RPM、80,000RPM、90,000 RPM、100,000 RPM或任何合适的速度。泵速度可对应于功率水平或P水平，如上文关于图1所描述的。例如，泵速度可以是P-1、P-2、P-3、P-4、P-5、P-6、P-7、P-8或P-9或任何其他合适的值。在一些实施方式中，泵速度可改为对应于泵的腔室填充和释放血液的速率。通过监测血液动力学参数，本文中所描述的系统和方法可调查该血液动力学参数随时间推移的变化。这种比较可用于量化心脏性能。

在一些实施方式中，基于血液动力学参数随时间推移的形状来识别心脏搏动周期的舒张期。特别地，重搏切迹（在主动脉压波形中明显，例如图3的切迹310）指示舒张的开始。如果患者心律相对稳定，则可准确地预测心脏搏动的开始。当心脏搏动完成收缩时，主动脉压在增加之前降低，以形成重搏切迹。识别该波形形状允许系统确定舒张的开始。舒张期是心脏完成舒张的时间——舒张是在心脏肌肉放松并允许腔室填充血液时的心脏搏动阶段。例如，舒张期可以是0.05秒、0.1秒、0.2秒、0.3秒、0.4秒、0.5秒、0.6秒、0.7秒、0.8秒、0.9秒、1秒或任何合适的时间长度。

在一些实施方式中，确定在舒张期期间主动脉压和血流量之间的时变关系。时变关系可以是Windkessel模型，该Windkessel模型具有彼此并联的两个电流源i_h和i_p以及具有阻力R和顺应性C。用于此模型的支配方程为：

(1)

其中C是顺应性，P是压力，R是血管阻力，i_h是来自原生心脏操作的流量，且i_p是来自泵的流量。然而，在舒张期间，主动脉瓣闭合，因此通过左心室的唯一流量来自跨越瓣膜定位的泵。通过忽视心脏电流源并假设泵流量恒定，因此可以将模型简化如下：

(2)

其中P₀是舒张压的指数衰减部分的比例因子。在一些实施方式中，根据为维持恒定速度而去往心泵系统的马达的电流来估计来自泵的流量i_p。可在单个舒张期内的各种点处测量压力P，以表征和解构压力波形。例如，可在第一、第二和第三时间知道压力。也可在第一、第二和第三时间估计流量i_p。设置三个压力方程，一个方程分别用于三个时间中的每一者，基于方程（2），可计算R和C值。在一些实施方式中，心泵以恒定速度操作。

在一些实施方式中，基于在舒张期期间主动脉压和血流量之间的时变关系来计算代表心脏性能的每次心脏搏动泵送的总血容量。例如，一旦已确定R和C，就可通过将所计算的R和C值插入（plugging）到以上方程（1）并对i_h求解以确定由原生心脏功能促成的体积流量来确定心脏的CO。

在一些实施方式中，可计算指示心脏性能的其他度量。例如，指示心脏性能的度量可以是心室阻力、心室顺应性、CO、CPO、搏出量、搏出功、射血分数、心脏指数或患者存活性的预测。指示心脏性能的许多度量相互关联。例如，基于通过和经过泵的血液的流率来确定CO。搏出量是左心室功能的指数，其公式为SV= CO/HR，其中SV是搏出量，CO是心脏输出，且HR是心率。搏出功是由心室喷射出一定的血容量所做的功，并且可以根据方程SW = SV *MAP从搏出量计算得出，其中SW是搏出功，SV是搏出量，且MAP是平均动脉压。通过搏出功和心率的乘积来计算心脏功。CPO是表示以瓦特为单位的心脏泵送能力的心脏功能的量度。使用方程CPO = mAoP * CO/451来计算CPO，其中CPO是心脏功率输出，mAoP是平均主动脉压，CO是心脏输出，且451是用于将mmHg x L/min转换为瓦特的常数。可以通过将搏出量除以心室中的血容量来计算射血分数。可以从这些值计算出或经由这些参数来确定其他参数，诸如腔室压力、前负荷状态、后负荷状态、心脏恢复、流量负荷状态、可变容积负荷状态和/或心脏搏动周期流量状态。

在一些实施方式中，基于指示心脏性能的度量来调节泵的操作。调节泵操作可包括增加泵速度、降低泵速度、调节泵放置、关闭泵或任何其他合适的调节。例如，如果所泵送的总血容量低于阈值，则可增加泵速度，而如果血容量高于阈值，则可降低泵速度。

在一些实施方式中，上文所描述的方法包括：致动患者脉管系统内的血泵；以及使用任何前述系统和传感器来确定患者心脏的心脏输出。可基于所确定的心脏输出来调节血泵的泵送速度。在一些实施方式中，所应用的血液动力学支持可基于确定心脏的心脏性能是随时间推移而提高还是降低。

在一些实施方式中，提供了一种血管传感器。血管传感器可包括用于在患者血管内诱导血流量的系统。该系统可以是血管内系统。该系统可包括马达和叶轮。在一些实施方式中，用于在患者血管内诱导血流量的系统包括：插管，其被配置成在心脏的左心室内延伸；以及压力传感器，其被配置成检测以下各者中的至少一者：主动脉压、左心室压或压差。用于在患者血管内诱导血流量的系统可以是将叶轮并入于护罩内的心内血泵。例如，护罩可以是泵壳体。护罩的尺寸可设置成穿过患者血管，并且可联接到马达或其他泵元件。护罩可包括一个或多个血液排出孔口或出口。

血管传感器还可包括控制器。控制器可被配置成检测血管内的叶轮旋转的阻力变化。在一些实施方式中，基于叶轮旋转的所检测到的阻力来维持恒定的叶轮旋转速度。

在一些实施方式中，可使用转移函数基于叶轮旋转的阻力变化来计算血管顺应性和血管阻力。在一些实施方式中，转移函数是Windkessel模型。在一些实施方式中，泵操作数据可被传输到计算装置。计算装置可与控制器分开定位或位于控制器上（onboard）。例如，计算装置可以是远程存储的服务器。在一些实施方式中，泵操作数据包括压力测量值、电流测量值、叶轮旋转的阻力变化和流量估计值中的至少一者。在一些实施方式中，控制器进一步被配置成从计算装置接收泵操作命令，其中，所述泵操作命令基于泵操作数据。例如，计算装置可计算血管阻力和顺应性并相应地更改泵操作。

在一些实施方式中，控制器或计算装置被配置成基于血管顺应性和血管阻力来确定指示心脏性能的度量。指示心脏性能的度量可以是以下各者中的至少一者：心脏输出、心脏功率输出、搏出量、搏出功、射血分数、心脏收缩性、心室弹性、心脏指数、患者存活性的预测或任何合适的度量。

在一些实施方式中，控制器被配置成基于以下各者中的至少一者来调节叶轮旋转速度：血管阻力、血管顺应性或心脏输出。例如，可基于患者心脏或血管健康来增加或减小叶轮旋转速度，以提供更多或更少的血流量。

在一些实施方式中，控制器被配置成接收指示在一定时间段内的主动脉压的测量值、检测输送到泵的电流、以及基于输送到泵的电流来确定在该时间段内由系统泵送的血流速率。血管顺应性和血管阻力的计算可基于指示主动脉压和血流速率的测量值。

在一些实施方式中，控制器被配置成执行本文中所描述的任何实施方式、方面和方法。例如，控制器可以是Abiomed, Inc的自动化Impella控制器（AIC）或任何其他合适的控制器。在一些实施方式中，心泵系统包括：导管；马达；转子，其操作性地联接到马达；泵壳体，其至少部分地包围转子，使得致动的马达驱动转子并将血液泵送通过泵壳体；一个或多个传感器，包括压差传感器；以及控制器。例如，心泵系统可包括连接到AIC的Abiomed, Inc的Impella 5.0心泵或任何其他合适系统。

在一些实施方式中，控制器包括显示器。可配置前述计算或特征中的任一者以供显示。例如，可在图形用户界面上呈现主动脉压波形。临床医生可观察这种显示，并基于他们对随时间推移的血液动力学参数的观测来调节泵的操作。

附图说明

图1示出了被插入到患者的血管中的图示性心泵系统；

图2图示了根据某些实施方式的用于确定每次心脏搏动泵送的血容量的过程；

图3示出了根据某些实施方式的心泵系统的压力对时间的曲线图；

图4示出了根据某些实施方式的联接到患者的CO传感器；

图5图示了根据某些实施方式的用于确定每次心脏搏动泵送的总血容量的过程；

图6图示了根据某些实施方式的用于确定心脏输出的过程；以及

图7示出了根据某些实施方式的心泵系统的压力对时间以及流量对时间的曲线图。

具体实施方式

为了提供对本文中所描述的系统和方法的全面理解，将描述某些图示性实施例。尽管本文中所描述的实施例和特征被具体地描述为用于与经皮心泵系统结合使用，但将理解的是，下文概述的所有部件和其他特征可以以任何合适的方式彼此组合，并且可适于和应用于其他类型的心脏治疗和心泵系统，包括使用手术切口植入等的心泵系统。

本文中所描述的系统、装置和方法使得完全或部分地驻留在器官内的支持装置能够评估该器官的功能。特别地，这些系统、装置和方法使得机械循环支持系统（诸如，经皮心室辅助装置）能够用于评估心脏的功能。例如，支撑装置（诸如，血泵）可用于治疗心源性休克、心脏病，或用于通常在冠状动脉介入期间支持心脏。

使用机械循环支持系统来评估心脏的功能可以向保健专业人员警告心脏功能的变化，并且允许定制由辅助装置提供的支持程度/水平（即，由装置泵送的血液的流率）以适合特定患者的需求。例如，当患者的心脏功能恶化时可以提高支持程度，或者当患者的心脏功能恢复并返回到正常心脏功能的基线时可以降低支持程度。这可以允许装置动态地响应于心脏功能的变化以促进心脏恢复，并且可以允许患者逐渐脱离治疗。此外，对心脏功能的评估可以指示何时适合终止心泵系统的使用。尽管本文中所呈现的一些实施例涉及跨越主动脉瓣植入并且部分地驻留在左心室中的心泵系统，但是这些概念可以应用于在心脏、心血管系统或身体的其他区域中的装置。

对心脏功能的评估可包括利用心脏装置相互作用来确定心脏参数。本文中所描述的系统和方法基于主动脉压测量值和从血泵系统输出的流量来确定心脏输出。该流量可以是根据在血管内血泵系统中以给定的泵速度供应到马达的马达电流确定的测量值或估计值。本文中所描述的系统和方法的至少一个优点是它们允许心泵系统在不改变泵的操作（例如，泵速度）的情况下评估心脏功能，由此使与改变泵速度相关联的风险最小化。泵速度的降低涉及患者支持的降低，而泵速度的增加可导致抽吸或其他风险。泵速度的频繁和/或快速变化也可导致溶血或泵/马达性能的降低。使用血管内血泵系统来测量或估计必要的参数以确定指示心脏性能的度量还允许对心脏性能进行连续测量，因为这些度量是通过已经放置在患者脉管系统内的血泵系统获取的。

通过利用心泵系统的作用来连续测量血管和心脏性能是提供附加的临床数据以帮助调整（titration）适当的装置支持的关键步骤。然而，更重要的是，本文中所描述的系统和方法证明了装置-动脉联接的影响和潜力以确定心脏和血管状态。与将血液从心脏分流出来的一些侵入性心泵系统不同，本文中所呈现的心泵系统驻留在心脏内并且与原生心室功能并行工作。与一些更具侵入性的装置不同，这允许本文中所呈现的心泵系统足够灵敏以检测原生心室功能。因此，这些系统、装置和方法使得心泵系统不仅能够用作支持装置，而且还能够用作诊断和预后工具。心泵系统基本可以发挥主动导管的功能，其通过与心脏液压地联接来提取关于心脏功能的信息。在一些实施方式中，心泵系统以恒定的水平（例如，转子的恒定旋转速度）操作，同时测量输送到辅助装置的功率。在某些实施方式中，心泵系统的转子的速度可变化（例如，作为delta函数、阶梯形或斜坡函数），以进一步探测原生心脏功能。

图1示出了被插入到患者的血管中的图示性心泵系统。在美国专利申请公开号2018-0078159-A1中公开了与本公开兼容的心泵系统，该公开案的内容通过引用整体地并入本文中。通常，任何其他心泵系统或用于从患者获得生理数据的系统均可与本公开一起使用。在一些实施方式中，本文中所描述的系统和方法可涉及IMPELLA®族装置（马萨诸塞州丹佛斯的Abiomed, Inc.）。

心泵系统100可在心脏内、部分地在心脏内、在心脏外、部分地在心脏外、部分地在血管系统外或在患者血管系统中的任何其他合适位置中操作。当跨越主动脉瓣放置插管173使得泵的血液入口（例如，血液入口172）在左心室内且泵的出口（例如，出口开口170）在主动脉内时，心泵系统可被视为“在适当位置”。心泵系统100包括心泵106和控制系统104。控制系统104的全部或一部分可在与心泵106分开/远离心泵106的控制器单元中。在一些实施方式中，控制系统104在心泵106内部。控制系统104和心泵106未按比例示出。泵系统100包括细长导管本体105、马达壳体102和驱动轴，泵元件形成在该驱动轴中。泵100包括泵壳体134和马达壳体102，该马达壳体在马达壳体102的远端111处联接到插管173。驱动轴上的叶轮叶片可在泵壳体134内旋转，以在抽吸头174处诱导血液流入插管173中。抽吸头174在插管173的远端部分171处提供血液入口172。血液流109沿第一方向108穿过插管173，并在插管173的一个或多个出口开口170处离开插管173。

驱动轴在泵壳体134内的旋转也可使泵元件在轴承间隙内旋转。血液相容性流体可通过细长导管105输送通过马达壳体102到插管173的近端部分，在该近端部分处，流体通过泵元件的旋转而被加压。血液相容性流体的流动具有通过泵的轴承间隙的第二方向122。在离开轴承间隙之后，血液相容性流体可遵循流动方向123且变得被夹带在血液流中并随血液流入主动脉中。

心泵100通过护套175被插入到患者的血管中。泵壳体134可围封转子和内部轴承，并且尺寸可被设置成用于经皮插入到患者的血管中。在一些实施方式中，可使泵前进通过脉管系统并越过（over）主动脉弓164。尽管泵被示为在左心室中，但可替代地将泵放置在右心脏中，使得血液从患者的下腔静脉或右心房泵送通过右心室进入肺动脉中。

柔性突起176也可被包括在插管173的远端部分171处、在抽吸头174的远侧，以便将心泵100最佳地定位在心脏的血管或腔室中。柔性突起176可防止抽吸头174接近血管壁，在血管壁处，抽吸头174可由于抽吸而变得被卡住。柔性突起176可机械地而不是液压地延伸泵100，因为柔性突起176可以是非吸性的。在一些实施方式中，柔性突起可形成为尾纤。在一些方面中，泵不需要包括柔性突起。

细长导管105容纳连接件126，连接件126可包括流体供应管线并且还可容纳电连接缆线。连接件126可将血液相容性流体从可被包含在控制系统104内的流体储器供应到泵。

控制系统104包括控制器182控制泵106，包括例如控制到马达的功率或控制马达速度。在一些实施方式中，控制系统104包括显示屏以示出测量值，诸如压差信号和马达电流。控制系统104可包括用于监测马达电流的电流下降（指示管线中有空气）、压差信号的变化、流动位置、抽吸或任何其他合适的测量值的电路。控制系统104可包括警示声音、光或指示器，以警告操作员传感器故障、连接件126中的断连或断开、或患者健康的突然变化。

马达108可以以将转子维持在设定速度所需的速度操作。结果并且如下文进一步描述的，由马达汲取的用以维持转子速度的马达电流可以被监测并且用于理解潜在的心脏状态。例如，马达电流可用于确定通过心脏的流量。

心泵可以以各种泵速度或P水平操作。P水平是心泵系统的性能水平，并且与系统的流量控制有关。随着P水平的增加，与心泵系统相关联的流率、马达电流和每分钟转数增加；因此，较高的P水平对应于与心泵系统相关联的较高的流率和每分钟转数。例如，功率水平P-1可对应于转子的第一每分钟转数（RPM），而功率水平P-2对应于第二RPM数。在一些示例中，泵以范围从P-0至P-9的十种不同功率水平操作。这些P水平可对应于0 RPM至100,000RPM或任何合适的数。改变转子的速度改变了心脏的CO。

控制系统104可以包括电流传感器（未示出）。控制器182通过连接件126（诸如，通过一条或多条电线）将电流供应到马达108。由电流传感器测量经由连接件126供应到马达108的电流。机械泵的马达经历的负荷是压头或者主动脉压和左心室压之间的差。心泵106在给定压头的稳态操作期间经历标称负荷，并且从该标称负荷的变化是外部负荷状况变化的结果，例如左心室收缩的动态。动态负荷状况的变化更改以恒定或基本上恒定的速度操作泵转子所需的马达电流。如上文所描述，马达可以以使转子维持在设定速度所需的速度操作，并且由马达汲取的用以维持转子速度的马达电流可以被监测并且用于理解潜在的心脏状态。通过在心脏搏动周期期间使用压力传感器112同时监测压头，可以甚至更精确地量化和理解心脏状态。心脏参数估计器185接收来自电流传感器的电流信号以及来自压力传感器112的压力信号。心脏参数估计器185使用这些电流和压力信号来表征心脏功能。心脏参数估计器185可访问所存储的查找表来获得附加信息，以基于压力信号和电流信号来表征心脏功能。例如，心脏参数估计器185可从压力传感器112接收主动脉压，并且在使用查找表的情况下，可使用马达电流和泵速度来确定主动脉和心室之间的压力差（deltapressure）。

在一些实施方式中，压力传感器112是主动脉压传感器。在一些实施方式中，压力传感器112是被集成到插管172中的柔性膜，其被配置成测量压差。传感器的一侧暴露于插管外部的血压，且另一侧暴露于插管内部的血液压力。传感器生成与插管外部的压力和内部压力之间的差成比例的电信号（压差信号），该电信号可由心泵系统显示。当跨越主动脉瓣将心泵系统放置在正确位置中时，传感器的顶部（外表面）暴露于主动脉压，且传感器的底部（内表面）暴露于心室压。因此，压差信号大约等于主动脉压和心室压之间的差。在一些实施方式中，系统包括压差传感器和主动脉压传感器两者。

图2图示了用于确定心脏输出的过程200。可以使用图1的心泵系统100或任何其他合适的泵来执行过程200。在一些实施方式中，泵是经由经皮插入而放置在患者心脏内的血管内血泵装置。可向患者引入泵，因为患者处于心源性休克或以其他方式正经历健康下降。泵可跨越主动脉瓣定位，使得泵的血液入口（例如，图1的血液入口172）在左心室内且泵的出口（例如，图1的出口开口170）在主动脉内。泵促成原生心脏操作，使得来自心脏的CO等于原生CO加泵输出。

在步骤202中，以第一泵送速率将血液动力学支持应用于心脏。在一些实施方式中，泵送速率可对应于转子的旋转速度。例如，泵速度可以是10,000 RPM、20,000 RPM、30,000 RPM、40,000 RPM、50,000 RPM、60,000 RPM、70,000 RPM、80,000 RPM、90,000 RPM、100,000 RPM或任何合适的速度。泵速度可对应于功率水平或P水平，如下文关于图1所描述的。例如，泵速度可以是P-1、P-2、P-3、P-4、P-5、P-6、P-7、P-8或P-9。在一些实施方式中，泵送速率可改为对应于泵的腔室填充和释放血液的速率。通过心脏的多次心脏搏动来供应泵送速率。每次心脏搏动包括收缩上升、重搏切迹和在重搏切迹之后出现的舒张下降。

在步骤204中，在所述多次搏动中的特定搏动的舒张下降期间检测至少三个主动脉压测量值。在一些实施方式中，连续地测量或周期性地采样主动脉压，并且检测多个主动脉压测量值。例如，可以以每秒1、2、3、10、20、30、100、200、300、1000、2000、3000或任何其他合适的样本数的速率来对压力进行采样。在一些示例中，在舒张下降期间仅对主动脉压进行采样。在一些示例中，恒定地或周期性地测量主动脉压。

在步骤206中，确定由血管内血泵泵送的至少三个血流量。如图3中所示并且如上文所描述，可在舒张时间段期间在一系列点处测量压力。对于这些压力测量值中的每一者，测量压力，并且可基于为维持转子速度而供应到泵的电流来估计流量。可通过设置查找表来实施泵速度和马达电流之间的这种数学关系，其中泵速度和马达电流是该表的索引，并且该表中的流量值通过台试进行预填充。另一种方式是针对泵速度和马达电流的可能组合的子集来预先确定流量。例如，如果将泵速度为40,000 RPM且马达电流为500 mA下的流量以及泵速度为40,000 RPM且马达电流为510 mA下的流量分别称为i₁和i₂，则可以通过取i₁和i₂的平均值来计算泵速度为40,000 RPM且马达电流为505 mA下的流量。结合已知的测量时间，在两个时间之间比较压力和流量测量值以计算心脏参数（诸如，全身血管阻力和顺应性）。

在步骤208中，基于主动脉压和血流量测量值来确定在特定搏动期间的心脏输出。可使用Windkessel模型来模拟主动脉压，该Windkessel模型具有彼此并联的两个电流源i_h和i_p以及具有阻力R和顺应性C。用于此模型的支配方程为：

(1)

(2)

其中P₀是在舒张期间的初始主动脉压。在一些实施方式中，根据为维持恒定速度而去往心泵系统的马达的电流来估计来自泵的流量i_p。可在单个舒张期内的各种点处测量压力P，以表征和解构压力波形，如图3中示出和下文描述的。例如，可在至少三个时间处已知压力。也可在相同的三个时间处估计流量i_p。设置三个压力方程，一个方程分别用于三个时间中的每一者，基于方程（2），可计算R和C值。例如，一旦已使用上文所描述的Windkessel模型确定R和C，就可通过将所计算的R和C值插入到以上方程（1）中并对i_h求解以确定由原生心脏功能促成的体积流量来确定心脏的CO。

可基于所计算的CO值来调节泵的操作。调节泵操作可包括增加泵速度、降低泵速度、调节泵放置、关闭泵或任何其他合适的调节。例如，如果CO低于阈值，则可增加泵速度，而如果CO高于阈值，则可降低泵速度。

图3示出了根据某些实施方式的心泵系统的压力对时间的曲线图300。曲线图300的y轴表示以mmHg为单位的主动脉压，而x轴将时间表示为心脏搏动长度的百分比。特别地，曲线图300示出了可在心脏搏动的舒张期间的一系列点P₀-P₅处测量压力。Δt₁表示第一心脏搏动的时间，且Δt₂表示在第一心脏搏动之后的第二心脏搏动的时间。在心泵系统至少部分地放置在患者心脏内时，出现时间段Δt₁和Δt₂。点310表示在第一心脏搏动期间的重搏切迹，且点320表示在第二心脏搏动期间的重搏切迹。舒张时间段Δt₃表示第二心脏搏动的舒张期。在时间段Δt₁、Δt₂和Δt₃期间，泵以第一泵速度操作。在一些实施方式中，泵在时间段Δt₃期间以第二泵速度操作。例如，可在时间段Δt₃期间增加泵速度。与较低的泵速度相比，在较高的泵速度下，所测量的主动脉压和总流量较高。

在舒张期Δt₃内的给定的已知时间点t₀₂处，压力P(t₀₂)是已知的；在舒张期Δt₃内的第二已知时间点t₀₃处，压力P(t₀₃)是已知的；并且在舒张期Δt₃内的第三已知时间点t₀₄处，压力P(t₀₄)是已知的。在舒张期Δt₃内的这些时间中的每一者处，从在那个时间点处供应到泵马达的马达电流来得知泵流量。因此，可使用以下方程来计算P₀、R和C：

(3)

(4)

(5)

可针对舒张期t₃内的每个时间点重复这些步骤。针对每组时间（例如，t₀₂和t₀₄、t₀₂和t₀₃等）所计算的R和C值可略有不同。可对所测量的R和C值求平均值以得出心脏的代表性全身血管阻力和顺应性值。在一些实施方式中，可周期性地计算R和C值以确定在患者接受治疗时这些值如何随时间推移而变化。在一些实施方式中，可使用所计算的R和C值来确定心脏输出。例如，确定心脏输出可包括：确定所述多次搏动内的多次特定搏动的心脏输出，并且对所确定的心脏输出应用求和、求平均值或线性回归中的至少一者以确定心脏的心脏输出的累积指标。

图4示出了联接到患者400的顺应性传感器410。顺应性传感器410可包括被配置成执行本文中所描述的方法的各种硬件元件、以及附加过程。在一些实施方式中，顺应性传感器包括血管内血泵（例如，图1的泵202）。血管内血泵可被配置成至少部分地放置在患者心脏内。在一些实施方式中，血管内血泵包括：插管；叶轮，其被配置成在血管内旋转并通过插管泵送血液；以及驱动机构，其被配置成赋予功率以使叶轮旋转。在一些实施方式中，插管可被配置成跨越主动脉瓣延伸，使得插管的远端在左心室内且插管的近端在主动脉内。例如，当跨越主动脉瓣放置插管使得泵的血液入口在左心室内且泵的出口在主动脉内时，心泵系统可被视为“在适当位置”。驱动机构可包括机载马达、驱动缆线、驱动轴或任何其他合适的元件或其组合。

在一些实施方式中，顺应性传感器410包括联接到插管的细长导管本体。细长导管可包括驱动缆线、将血泵连接到控制系统的电接线、任何合适的元件或其任何组合。在一些实施方式中，血泵包括泵壳体和马达壳体，该马达壳体在马达壳体的远端处联接到插管。叶轮可在泵壳体内旋转以诱导血液流入插管中。

顺应性传感器410包括压力传感器，该压力传感器被配置成检测血管内的压力，该压力至少部分地由在血管内血液的泵送引起。例如，压力传感器可以是作为血泵的一部分的压差传感器。压差传感器的一侧或表面可暴露于主动脉压，压差传感器的第二侧或表面可暴露于心室压，并且压差传感器可测量主动脉压和心室压之间的差。作为另一个示例，压力传感器412可包括被配置成测量主动脉压的压力测量管腔。

顺应性传感器410包括控制器414。控制器414联接到压力传感器412。控制器414可直接或间接地联接到压力传感器412。例如，控制器414可经由电接线、无线信号或任何其他合适的手段连接到压力传感器412。控制器414被配置成检测来自压力传感器的指示血压的信号。控制器414的全部或一部分可在与血管内血泵分开/远离血管内血泵的控制器单元中。在一些实施方式中，控制系统在血管内血泵内部。

在一些实施方式中，控制器414被配置成检测血管内的叶轮旋转的阻力变化。例如，可基于心脏的压力和流量测量值在各种时间点计算阻力，如上文关于图1所描述。

在一些实施方式中，控制器414被配置成基于叶轮旋转的所检测到的阻力来维持恒定的叶轮旋转速度。供应到叶轮马达的电流可基于维持马达速度所需的必要电流而改变。因此，马达电流可与通过心脏的流量相关。

在一些实施方式中，控制器414被配置成使用转移函数基于叶轮旋转的阻力变化来计算血管顺应性和血管阻力。例如，可如上文关于图3所描述的那样来确定血管顺应性和阻力。在另一个示例中，在将泵速度维持于恒定速度（speed₁）的同时，针对一组时间（例如，t等于t1₀₁、t1₀₂、t1₀₃等）确定一组舒张主动脉压测量值P₁(t)和一组泵流量i₁(t)测量值。然后，控制器可将泵设定为不同的恒定速度（speed2），并针对第二组时间（例如，t等于t2₀₁、t2₀₂、t2₀₃等）获得第二组舒张主动脉压测量值P₂(t)和第二组泵流量测量值i₂(t)。两组压力测量值P₁(t)和P₂(t)的差以及两组泵流量i₁(t)和i₂(t)的差可以用于经由以下方程来计算血管阻力：

(6)

图5图示了用于确定每次心脏搏动泵送的总血容量的过程500。可以使用图1的心泵系统100或任何其他合适的泵来执行过程500。在一些实施方式中，泵是经由经皮插入而放置在患者心脏内的血管内血泵装置。在一些实施方式中，泵可以是外科手术植入的装置、左心室辅助装置、反搏装置、可扩张的心泵或任何其他合适的装置。可向患者引入泵，因为患者处于心源性休克或以其他方式正经历健康下降。泵可跨越主动脉瓣定位，使得泵的血液入口（例如，图1的血液入口172）在左心室内且泵的出口（例如，图1的出口开口170）在主动脉内。泵促成原生心脏操作，使得来自心脏的CO等于原生CO加泵输出。

在步骤502中，在心泵以第一泵速度操作期间监测血液动力学参数。血液动力学参数可以是与身体的器官和组织内的血液流动有关的任何参数。例如，血液动力学参数可包括以下各者中的至少一者：心率、血压、动脉血氧饱和度、混合静脉血氧饱和度、中心静脉血氧饱和度、动脉血压、平均动脉压、右动脉压、中心静脉压、右心室压、肺动脉压、平均肺动脉压、肺动脉闭塞压、左心房压、主动脉压、压差、左心室末压、搏出量、搏出量指数、搏出量变化、全身血管阻力、全身血管阻力指数、肺血管阻力、肺血管阻力指数、肺血管阻力、肺血管阻力指数、左心室搏出功、左心室搏出功指数、右心室搏出功、右心室搏出功指数、冠状动脉灌注压、右心室舒张末期容积、右心室舒张末期容积指数、右心室收缩末期容积、右心室射血分数、动脉血氧含量、静脉血氧含量、动静脉血氧含量差、氧输送、氧输送指数、耗氧量、耗氧量指数、氧摄取分数、氧摄取指数、总外周阻力、CO、心脏指数和CPO。泵速度是泵的操作速度，并且对应于通过泵的操作所提供的血流量的量。在一些实施方式中，泵速度可对应于转子的旋转速度。例如，泵速度可以是10,000 RPM、20,000 RPM、30,000 RPM、40,000 RPM、50,000 RPM、60,000 RPM、70,000 RPM、80,000 RPM、90,000 RPM、100,000 RPM或任何合适的速度。泵速度可对应于功率水平或P水平，如上文关于图1所描述的。例如，泵速度可以是P-1、P-2、P-3、P-4、P-5、P-6、P-7、P-8或P-9或任何其他合适的值。在一些实施方式中，泵速度可改为对应于泵的腔室填充和释放血液的速率。

在步骤504处，基于血液动力学参数随时间推移的形状来识别心脏搏动周期的舒张期。舒张期是心脏完成舒张的时间——舒张是在心脏肌肉放松并允许腔室充满血液时的心脏搏动阶段。例如，舒张期可以是0.05秒、0.1秒、0.2秒、0.3秒、0.4秒、0.5秒、0.6秒、0.7秒、0.8秒、0.9秒、1秒或任何合适的时间长度。

在步骤506处，确定在舒张期期间主动脉压和血流量之间的时变关系。时变关系可以是Windkessel模型，该Windkessel模型具有彼此并联的两个电流源i_h和i_p以及具有阻力R和顺应性C。用于此模型的支配方程为：

(1)

其中C是顺应性，P是压力，R是全身血管阻力，i_h是来自原生心脏操作的流量，且i_p是来自泵的流量。然而，在舒张期间，主动脉瓣闭合，因此通过左心室的唯一流量来自跨越瓣膜定位的泵。通过忽视心脏电流源并假设泵流量恒定，因此可以将模型简化如下：

(2)

其中P₀是在舒张期间的初始主动脉压。在一些实施方式中，根据为维持恒定速度而去往心泵系统的马达的电流来估计来自泵的流量i_p。可在单个舒张期内的各种点处测量压力P，以表征和解构压力波形，如下文关于图3所描述的。在一些实施方式中，心泵以恒定速度操作。在本文中所描述的一些实施方式中，可将泵的速度更改为“敲打（ping）”心脏。

在步骤508处，基于在舒张期期间主动脉压和血流量之间的时变关系来计算代表心脏性能的每次心脏搏动泵送的总血容量。例如，一旦已确定R和C，就可确定心脏的CO（例如，如下文关于图7所描述）。在一些实施方式中，可计算指示心脏性能的其他度量。例如，指示心脏性能的度量可以是心室阻力、心室顺应性、CO、CPO、搏出量、搏出功、射血分数、心脏指数或患者存活性的预测。指示心脏性能的许多度量相互关联。例如，基于通过和经过泵的血液的流率来确定CO。搏出量是左心室功能的指数，其公式为SV= CO/HR，其中SV是搏出量，CO是心脏输出，且HR是心率。搏出功是由心室喷射出一定的血容量所做的功，并且可以根据方程SW = SV * MAP从搏出量计算得出，其中SW是搏出功，SV是搏出量，且MAP是平均动脉压。通过搏出功和心率的乘积来计算心脏功。CPO是表示以瓦特为单位的心脏泵送能力的心脏功能的量度。使用方程CPO = mAoP * CO/451来计算CPO，其中CPO是心脏功率输出，mAoP是平均主动脉压，CO是心脏输出，且451是用于将mmHg x L/min转换为瓦特的常数。可以通过将搏出量除以心室中的血容量来计算射血分数。可以从这些值计算出或经由这些参数来确定其他参数，诸如腔室压力、前负荷状态、后负荷状态、心脏恢复、流量负荷状态、可变容积负荷状态和/或心脏搏动周期流量状态。

在一些实施方式中，上文所描述的方法包括：致动患者脉管系统内的血泵；以及使用任何前述系统和传感器来确定患者心脏的心脏输出。可基于所确定的心脏输出来调节血泵的泵送速度。

图6图示了用于确定心脏输出的过程600。可以使用图1的心泵系统100或任何其他合适的泵来执行过程600。在一些实施方式中，泵是经由经皮插入而放置在患者心脏内的血管内血泵装置。可向患者引入泵，因为患者处于心源性休克或以其他方式正经历健康下降。泵可跨越主动脉瓣定位，使得泵的血液入口（例如，图1的血液入口172）在左心室内且泵的出口（例如，图1的出口开口170）在主动脉内。泵促成原生心脏操作，使得来自心脏的CO等于原生CO加泵输出。

在步骤602中，以第一泵送速率将血液动力学支持应用于心脏。通过心脏的多次心脏搏动来供应血液动力学泵送速率。每次心脏搏动包括收缩上升、重搏切迹和在重搏切迹之后出现的舒张下降。例如，可在两次、三次、四次、十次、二十次、三十次、一百次、两百次或任何其他合适次数的心脏搏动范围内提供血液动力学泵送速率。

在步骤604中，在所述多次搏动中的特定搏动的舒张下降期间检测多个主动脉压测量值。例如，可以以每秒1、2、3、10、20、30、100、200、300、1000、2000、3000或任何其他合适的样本数的速率来采样压力。在一些示例中，在舒张下降期间仅对主动脉压进行采样。在一些示例中，恒定地或周期性地测量主动脉压。在一些示例中，在舒张下降期间更改主动脉压的采样率。

在步骤606中，在血管系统的时间相关的非线性模型中，将所述多个主动脉压测量值中的第一个与所述多个主动脉压测量值中的第二个进行比较，以确定全身血管阻力和顺应性。在一些实施方式中，当仅通过血泵的操作发生心脏输出时，在舒张结束时获得至少一个主动脉压测量值。例如，如图3中所示并且如上文所描述，可在舒张时间段期间在一系列点处测量压力。对于这些压力测量中的每一者，可测量压力并且可估计流量。结合已知的测量时间，可在两个时间之间比较压力和流量测量值以计算心脏参数（诸如，主动脉阻力和顺应性）。

在步骤608中，根据所确定的全身血管阻力和顺应性来确定在特定搏动期间的心脏输出。在一些实施方式中，确定心脏输出包括：确定所述多次搏动内的多次特定搏动的心脏输出，并且对所确定的心脏输出应用求和、求平均值或线性回归中的至少一者以确定心脏的心脏输出的累积指标。心脏的心脏输出的累积指标可指示心脏性能或整体患者健康。

图7示出了针对相同的十秒时段内的两个曲线图，一个曲线图是主动脉压的曲线图，且一个曲线图是心脏流量的曲线图。上曲线图的y轴表示以mmHg为单位的主动脉压，而x轴表示以秒为单位的时间。下曲线图的y轴表示以升/分钟为单位的所计算的总心脏流量，而x轴表示以秒为单位的时间。在该示例中，全身血管阻力R和顺应性C是已知的。例如，可使用在所描绘的十秒时间段期间获得的主动脉压测量值结合如上文所描述的泵数据来计算R和C。通过应用方程（1）使用R、C和主动脉压波形来计算总心脏流量i_h+i_p：

(1)

可以通过取由方程（1）产生的在一段时间（例如，5秒、10秒或30秒）内的总心脏流量i_h+i_p的平均值来计算CO。在图7中的示例中，该时间段是10秒。针对该时间段的平均R值为0.6143 mmHg*sec/ml，且平均C值为1.5 mL/mmHg，从而导致所计算的CO为6.9 L/min。

前述内容仅是对本公开的原理的图示，并且可以通过除了所描述的方面以外的其他方面来实践设备，所描述的方面是出于图示而非限制的目的而呈现的。将理解，本文中所公开的设备虽然被示出用于心泵的经皮插入，但是可应用于需要止血的其他应用中的设备。

在回顾本公开之后，本领域技术人员将想到变型和修改。所公开的特征可以以与本文中所描述的一个或多个其他特征的任何组合和子组合（包括多个从属组合和子组合）来实施。上文所描述或图示的各种特征（包括其任何部件）可被组合或集成在其他系统中。此外，某些特征可被省略或不实施。

所描述的系统和方法可在心泵系统或心泵系统的控制器（诸如，AIC）上局部地实施。心泵系统可包括数据处理设备。本文中所描述的系统和方法可在独立的数据处理设备上远程实施。独立的数据处理设备可通过云应用直接或间接地连接到心泵系统。心泵系统可实时（或接近实时）地与独立的数据处理设备通信。

总体上，本说明书中所描述的主题和功能操作的方面可以在数字电子电路中或在计算机软件、固件或硬件中实施，包括本说明书中所公开的结构及其结构等同物，或者在它们中的一者或多者的组合中实施。本说明书中所描述的主题的方面可以实施为一个或多个计算机程序产品，即，在计算机可读介质上编码的计算机程序指令的一个或多个模块，以供由数据处理设备执行或以控制数据处理设备的操作。计算机可读介质可以是机器可读存储装置、机器可读存储基板、存储器装置、影响机器可读传播信号的物质组合或者它们中的一者或多者的组合。术语“数据处理设备”涵盖用于处理数据的所有设备、装置和机器，作为示例包括可编程处理器、计算机或者多个处理器或计算机。除了硬件之外，设备还可以包括为所讨论的计算机程序创建执行环境的代码，例如，构成处理器固件、协议栈、数据库管理系统、操作系统或者它们中的一者或多者的组合的代码。传播的信号是人工生成的信号，例如，经生成以对信息进行编码以便传输到合适的接收器设备的机器生成的电、光或电磁信号。

计算机程序（也称为程序、软件、软件应用、脚本或代码）可以用任何形式的编程语言编写，包括编译或解释语言，并且其可以以任何形式部署，包括作为独立程序或作为模块、部件、子例程或者适合于在计算环境中使用的其他单元。计算机程序可对应于文件系统中的文件。程序可以存储在保存其他程序或数据（例如，存储在标记语言文档中的一个或多个脚本）的文件的一部分中，存储在专用于所讨论的程序的单个文件中，或存储在多个协调文件（例如，存储一个或多个模块、子程序或代码的多个部分的文件）中。计算机程序可以部署为在一个计算机上执行，或者在位于一个站点处或跨越多个站点分布并通过通信网络互连的多个计算机上执行。

本说明书中所描述的过程和逻辑流程可以通过一个或多个可编程处理器执行，所述一个或多个可编程处理器执行一个或多个计算机程序，以通过对输入数据进行操作并生成输出来执行功能。所述过程和逻辑流程也可以通过专用逻辑电路来执行，并且设备也可以实施为专用逻辑电路，例如FPGA（现场可编程门阵列）或ASIC（专用集成电路）。

作为示例，适合于执行计算机程序的处理器包括通用微处理器和专用微处理器两者、以及任何种类的数字计算机的任何一个或多个处理器。通常，处理器将从只读存储器或随机存取存储器或两者接收指令和数据。计算机的基本元件是用于执行指令的处理器以及用于存储指令和数据的一个或多个存储器装置。通常，计算机还将包括用于存储数据的一个或多个大容量存储装置（例如，磁盘、磁光盘或光盘），或者操作性地联接成从所述大容量存储装置接收数据或将数据转移到所述大容量存储装置。然而，计算机不需要具有这种装置。

本领域技术人员可确定改变、替换和更改的示例，并且这些示例可在不脱离本文中所公开的信息的范围的情况下作出。本文中所引用的所有参考文献都通过引用整体地并入并构成本申请的一部分。

Claims

1.一种确定心脏的心脏输出的方法，所述方法包括：

经由血泵将血液动力学支持应用于所述心脏，所述血液动力学支持包括在所述心脏的多次搏动期间以第一泵送速率泵送血液，每次搏动包括收缩上升、重搏切迹和在所述重搏切迹之后出现的舒张下降；

检测在第一时间处的第一主动脉压测量值以及在第二时间处的第二主动脉压测量值，其中，所述第一时间和所述第二时间发生在所述多次搏动中的特定搏动的所述舒张下降期间；

确定在所述第一时间处由所述血泵泵送的第一血流速率以及在所述第二时间处由所述血泵泵送的第二血流速率；以及

基于所述第一主动脉压测量值、所述第二主动脉压测量值、所述第一血流速率和所述第二血流速率来确定心脏输出。

2.根据权利要求1所述的方法，其进一步包括：

使用所述第一主动脉压测量值、所述第二主动脉压测量值、所述第一血流速率和所述第二血流速率来计算血管系统的时间相关的非线性模型，以确定全身血管阻力和顺应性；以及

基于所述所确定的全身血管阻力和顺应性来确定在所述特定搏动期间的心脏输出。

3.根据权利要求2所述的方法，其中，所述时间相关的非线性模型是Windkessel模型。

4.根据前述权利要求中任一项所述的方法，其进一步包括确定所述心脏的心脏输出的第一累积指标。

5.根据前述权利要求中任一项所述的方法，其中，确定心脏输出包括：

确定第一多个心脏输出值，其中，所述第一多个心脏输出值中的每个心脏输出值对应于所述多次搏动内的第一组搏动中的相应搏动。

6.根据权利要求5所述的方法，其进一步包括：

将第一心脏输出值与第二心脏输出值进行比较，其中，所述第一多个心脏输出值包括所述第一心脏输出值和第二心脏输出值；

基于所述第一心脏输出值和所述第二心脏输出值之间的所述比较，来确定所述心脏的心脏性能变化；以及

基于所述心脏的心脏性能随时间推移的所确定的变化来更改对所述患者的所述血液动力学支持。

7.根据权利要求5所述的方法，其进一步包括对所述所确定的多个心脏输出值应用求和、求平均值或线性回归中的至少一者，以计算所述心脏的心脏输出的第一累积指标。

8.根据权利要求7所述的方法，其中，所述心脏的心脏输出的所述第一累积指标指示所述心脏的心脏性能。

9.根据权利要求8所述的方法，其进一步包括：

针对所述多次搏动内的第二组搏动确定所述心脏的心脏输出的第二累积指标，其中，所述第二组搏动出现在所述第一组搏动之后；

将心脏输出的所述第一累积指标与心脏输出的所述第二累积指标进行比较；

基于所述第一累积指标和所述第二累积指标之间的所述比较，确定（i）所述心脏的心脏性能提高或（ii）所述心脏的心脏性能降低；以及

基于所述心脏的心脏性能随时间推移的所确定的提高或降低来更改对所述患者的所述血液动力学支持。

10.根据权利要求9所述的方法，其中，确定所述第二累积指标包括：

确定第二多个心脏输出值，其中，所述第二多个心脏输出值中的每个心脏输出值对应于所述第二组搏动中的相应搏动；以及

对所确定的多个心脏输出值应用求和、求平均值或线性回归中的至少一者，以计算所述心脏的心脏输出的第二累积指标。

11.根据权利要求1至10中任一项所述的方法，其中，确定所述特定搏动的所述心脏输出包括：

在所述特定搏动的所述舒张下降期间在多个时间处检测多个主动脉压测量值，其中，所述多个主动脉压测量值中的每一个主动脉压测量值对应于所述多个时间中的一个时间；

确定在所述多个时间处由所述血泵泵送的多个血流速率；

使用所述多个主动脉压测量值和所述多个血流速率来计算所述血管系统的多个时间相关的非线性模型，以确定多个全身血管阻力和顺应性值；

基于所确定的全身血管阻力和顺应性值来确定在所述特定搏动期间的多个心脏输出；以及

对所述所确定的多个心脏输出值应用求和、求平均值或线性回归中的至少一者，以计算所述特定心脏搏动的所述心脏输出。

12.根据权利要求11所述的方法，其进一步包括：

针对所述多次搏动内的第二心脏搏动确定所述心脏的心脏输出的第二累积指标，其中，所述第二心脏搏动出现在所述特定心脏搏动之后；

基于所述第一累积指标和所述第二累积指标之间的比较，确定（i）所述心脏的心脏性能提高或（ii）所述心脏的心脏性能降低；以及

基于确定所述心脏的心脏性能是随时间推移而提高还是降低，更改所应用的所述血液动力学支持。

13.根据权利要求1至12中任一项所述的方法，其中，血液动力学支持由心内血泵提供，所述心内血泵具有被配置成定位在所述心脏的心室内的插管。

14.根据权利要求13所述的方法，其中，所述插管被配置成定位在左心室内。

15.根据权利要求13至14中任一项所述的方法，其中，通过所述心内血泵提供压力传感器，并且其中，检测所述多个主动脉压测量值包括经由所述压力传感器来测量所述主动脉压。

16.根据权利要求15所述的方法，其中，所述压力传感器被定位在所述血泵的壳体内。

17.根据权利要求13至16中任一项所述的方法，其中，检测所述多个主动脉压测量值包括从与所述心内血泵分开的压力传感器接收所述主动脉压测量值。

18.根据权利要求13至17中任一项所述的方法，其中，所述心内血泵的操作由控制器调节，并且其中，所述控制器包括存储所述血管系统的所述时间相关的非线性模型的存储器。

19.根据权利要求1至18中任一项所述的方法，其进一步包括基于所述所确定的心脏输出来调节应用于所述心脏的所述血液动力学支持。

20.根据权利要求1至19中任一项所述的方法，其进一步包括将所述所确定的心脏输出配置成用于显示。

21.根据权利要求1至20中任一项所述的方法，其中，所述全身血管阻力和顺应性指示所述主动脉的阻力和顺应性。

22.根据权利要求1至21中任一项所述的方法，其中，确定心脏输出包括取在一段时间内的总心脏流量的平均值。

23.根据权利要求1至22中任一项所述的方法，其中，所述时间段是所述特定搏动的长度。

24.一种用于确定心脏的心脏性能的方法，所述方法包括：

在机械循环支持装置以第一装置操作参数操作期间监测血液动力学参数；

基于所述血液动力学参数随时间推移的形状来识别心脏搏动周期的舒张期；

建立在所述舒张期期间主动脉压和血流量之间的时变关系；以及

基于在所述舒张期期间主动脉压和血流量之间的所述时变关系，来计算由所述机械循环支持装置每次心脏搏动诱导的总血容量，以指示心脏性能。

25.根据权利要求24所述的方法，其中，所述机械循环支持装置是血管内血泵，并且其中，当以第一泵速度操作所述泵时，发生监测。

26.根据权利要求24至25中任一项所述的方法，其中，所述血液动力学参数是主动脉压。

27.根据权利要求24至26中任一项所述的方法，其中，计算每次心脏搏动泵送的总血容量包括：

基于代表所述血液动力学参数随时间推移的数学式，来确定全身脉管系统的血管顺应性和血管阻力；以及

使用所述所确定的血管顺应性和血管阻力，来计算所述全身脉管系统的搏出量。

28.一种血管传感器，其包括：

用于在患者血管内诱导血流量的系统，所述系统包括马达和叶轮；

控制器，其被配置成：

检测所述血管内的叶轮旋转的阻力变化；

基于叶轮旋转的所述所检测到的阻力来维持恒定的叶轮旋转速度；

使用转移函数基于叶轮旋转的阻力变化来计算血管顺应性和血管阻力。

29.根据权利要求28所述的血管传感器，其中，所述转移函数是Windkessel模型。

30.根据权利要求28至29中任一项所述的血管传感器，其中，所述控制器被配置成基于所述血管顺应性和所述血管阻力来确定指示心脏性能的度量。

31.根据权利要求31所述的血管传感器，其中，指示心脏性能的所述度量是以下各者中的至少一者：心脏输出、心脏功率输出、搏出量、搏出功、射血分数、心脏收缩性、心室弹性、心脏指数、或患者存活性的预测。

32.根据权利要求30所述的血管传感器，其中，所述控制器被配置成基于以下各者中的至少一者来调节所述叶轮旋转速度：血管阻力、血管顺应性或心脏输出。

33.根据权利要求28至32中任一项所述的血管传感器，其中，所述控制器被配置成：

接收指示在一定时间段内的主动脉压的测量值；

检测输送到所述泵的电流；以及

基于输送到所述泵的所述电流来确定在所述时间段内由所述系统泵送的血流速率，

其中，对所述血管顺应性和所述血管阻力的计算进一步基于指示主动脉压和所述血流速率的所述测量值。

34.根据权利要求28至33中任一项所述的血管传感器，其中，用于在所述患者血管内诱导血流量的所述系统包括：插管，其被配置成在心脏的左心室内延伸；以及压力传感器，其被配置成检测以下各者中的至少一者：主动脉压、左心室压或压差。

35.根据权利要求28至34中任一项所述的血管传感器，其中，用于在所述患者血管内诱导血流量的所述系统是将所述叶轮并入护罩内的心内血泵。

36.一种血管传感器，其包括：

用于在患者血管内诱导血流量的系统；

血液动力学传感器，其被配置成检测由所述所诱导的血流量产生的血液动力学参数的变化；以及

控制器，其被配置成接收传感器信号并根据所述血管内的血流量和主动脉压来计算所述血管的阻力。

37.根据权利要求36所述的传感器，所述系统包括马达和叶轮，并且其中，所述控制器被配置成：

检测所述血管内的叶轮旋转的阻力变化；

基于叶轮旋转的所检测到的阻力来维持恒定的叶轮旋转速度；以及

将泵操作数据传输到计算装置。

38.根据权利要求36至37中任一项所述的血管传感器，其中，所述泵操作数据包括以下各者中的至少一者：压力测量值、电流测量值、叶轮旋转的阻力变化和流量估计值。

39.根据权利要求36至38中任一项所述的血管传感器，其中，所述控制器被配置成：

接收对应于第一时间的第一主动脉压测量值和对应于第二时间的第二主动脉压测量值，其中，所述第一时间和所述第二时间发生在心脏搏动的舒张下降期间；

使用（i）所述第一主动脉压测量值、（ii）所述第二主动脉压测量值、（iii）所述第一血流速率和（iv）所述第二血流速率来计算血管系统的时间相关的非线性模型，以确定全身血管阻力和顺应性。

40.根据权利要求39所述的血管传感器，其中，所述时间相关的非线性模型是Windkessel模型。

41.根据权利要求36至40中任一项所述的血管传感器，其中，所述控制器进一步被配置成基于所述第一主动脉压测量值、所述第二主动脉压测量值、所述第一血流速率和所述第二血流速率来确定心脏输出。

42.根据权利要求36至41中任一项所述的血管传感器，其中，所述控制器被配置成从所述计算装置接收泵操作命令，其中，所述泵操作命令基于所述泵操作数据。

43.一种用于使用血泵向患者提供机械循环支持的方法，所述方法包括：

致动所述患者脉管系统内的所述血泵，

使用根据权利要求1至42中任一项来确定所述患者心脏的心脏输出，以及

基于所述所确定的心脏输出来调节所述血泵的速度。

44.一种机械循环支持系统，其包括心内血泵，所述心内血泵具有：插管，其被配置成在心脏的左心室内延伸；压力传感器，其被配置成检测主动脉压，并且其中，所述系统被配置成根据前述权利要求中任一项所述的方法中的任一者来确定心脏输出或血管阻力。

45.根据权利要求38所述的系统，其中，所述压力传感器是根据权利要求36所述的血管传感器。