CN115814262A - 用于调节血液泵支持的对心脏参数的确定 - Google Patents

Abstract

本文中所呈现的系统、装置以及方法使用血液泵来获得心脏功能的测量值。系统可通过测量某些参数/信号(诸如，主动脉压或马达电流)而对天然心脏的运作进行量化，然后计算并且显示一个或多个心脏参数和心脏功能参数(诸如，左心室压力、左心室舒张末压或心脏功率输出量)。这些参数向用户提供关于当前心脏功能以及血液泵的定位和功能的有价值的信息。在一些实施例中，系统可充当诊断和治疗工具。实时地提供心脏参数连同关于不利影响的警告以及用以支持心脏功能的推荐(诸如，增大或减小由装置泵送的血液的体积流速)、施予药物治疗和/或对血液泵进行重新定位允许临床医生更好地支持并且治疗心血管疾病。

Description

用于调节血液泵支持的对心脏参数的确定

对相关申请的交叉引用

本申请要求对提交于2017年6月9日的标题为“用于调节血液泵支持的对心脏参数的确定”的美国临时申请62/517668和提交于2018年2月27日的标题为“用于调节血液泵支持的对心脏参数的确定”的美国临时申请62/635662的优先权，这些临时申请中的各个的内容通过引用而以其整体结合于本文中。

背景技术

血管内血液泵提供血液动力学支持并且促进心脏恢复。血管内血液泵插入到心脏中，并且与天然心脏并行而补充心脏输出量，以向患有心血管疾病的患者提供补充的心脏支持。这样的装置的示例是IMPELLA®系列的装置(马萨诸塞州丹弗斯市的Abiomed公司)。

当前，临床医生难以直接地并且定量地确定装置应当输送的支持的量或何时终止心脏辅助装置的使用。因而，临床医生倾向于依赖于对心脏功能的定性判断和间接估计(诸如，使用流体填充式导管来测量心内压或血管内压)。传统上，通过测量肺动脉楔压(PAWP)或肺毛细血管楔压(PCWP)而估计左心室压力(LVP)，其中，包括球囊的肺导管插入到肺动脉分支中。PAWP和PCWP并非对心脏健康的有效测量，这是因为肺动脉导管是间歇、间接并且不一致的，从而造成不可被临床医生可靠地用于作出关于患者所需的心脏支持的水平的临床决策的错误数据。

血液泵通过辅助将血液通过心脏的腔室例如从左心室或左心房泵送到主动脉中和从右心房或右心室泵送到肺动脉中而提供补充的心脏支持。典型地将血液泵插入，以在一定的时间段内辅助心脏支持，在这个时间段之后，患者脱离血液泵支持，从而允许心脏无支持地泵送血液。由于临床医生无法访问关于心脏功能的可靠信息，因而患者往往过早地并且过于迅速地脱离，从而引起心脏上的不必要的负担(strain)。

对左心室压力、心脏功率输出量和其它心脏变量的准确测量可允许临床医生基于心脏的当前需要而为患者作出更好的临床决策。因此，长期以来一直需要对向临床医生提供关于心脏支持和心脏健康的信息的当今的系统加以改善。

发明内容

在一些实施方式中，一种用于向心脏提供心脏支持的方法包括操作定位于心脏中的血液泵，血液泵具有插管、马达，马达以马达速度操作并且汲取可变电流，以向心脏提供一定水平的心脏支持。血液泵还包括联接到血液泵的控制器。该方法还包括控制器测量主动脉压、测量马达电流和马达速度、确定与马达电流和马达速度相关联的跨过插管的压力梯度、使用处理器来根据主动脉压和与马达电流和马达速度相关联的跨过插管的压力梯度而计算所计算的心脏参数(例如，左心室压力(LVP)或左心室舒张末压(LVEDP))。该方法还包括将所计算的心脏参数记录于存储器中并且使用所计算的心脏参数来确定心脏功能参数(例如，心脏功率输出量的量度)。该方法通过以下步骤而继续：基于心脏功能参数和所计算的心脏参数而确定对由血液泵提供的支持的推荐的改变；以及生成对支持的推荐的改变以用于显示。对支持的推荐的改变可为例如针对在脱离期间增大或减小马达速度的推荐、响应于抽吸事件而调整血液泵的定位的推荐或改变成具有不同能力的不同血液泵的推荐，以及其它推荐。该方法还可包括生成心脏功能参数和所计算的心脏参数以用于显示。显示重要的心脏参数和心脏功能参数允许健康护理专业人员作出关于对患者的血液泵支持的调节的所告知的决策。此外，基于血液泵的马达电流和马达速度以及所测量的主动脉压而计算这些参数实现确定针对血液泵的调节和调整的推荐，可将这些推荐提供给健康护理专业人员，以帮助确定可能的问题并且提示护理方面的调整。

附图说明

在考虑与附图联合而得到的以下详细描述时，前面的和其它目标和优点将为明显的，在附图中，相似的参考字符指代通篇相似的部件，并且在附图中：

图1示出了位于心脏中的血管内心脏泵系统；

图2A示出了马达电流对压力梯度的示例图表；

图2B示出了作为时间的函数的所测量的主动脉压和所计算的LVP的示例图表；

图2C示出了作为时间的函数的LVP波形和主动脉压波形的示例图表；

图2D示出了作为时间的函数的LVP波形的基于时间的一阶导数的示例图表；

图2E示出了作为时间的函数的LVP波形的基于时间的二阶导数的示例图表；

图3示出了显示随时间推移的测量值的用于心脏泵控制器的示例性用户界面；

图4示出了用于基于所测量并且计算的心脏参数而优化心脏中的血液泵的性能的过程；

图5A示出了图示血液泵处的间歇抽吸事件的用于心脏泵控制器的示例性用户界面；

图5B示出了图示血液泵处的连续抽吸事件的用于心脏泵控制器的示例性用户界面；

图5C示出了图示指标(metric)趋势屏幕的用于心脏泵控制器的示例性用户界面；

图5D示出了图示如通过所显示的指标而捕获的在脱离期间的心脏功能的改变的用于心脏泵控制器的示例性用户界面；

图6示出了用于确定心脏功率输出量并且对用户显示针对泵支持的调节的推荐的过程；

图7示出了用于基于所测量并且计算的心脏参数而推荐对马达速度的调整的过程；

图8示出了用于基于心脏功率输出量和LVEDP而推荐对马达速度的调整的过程；

图9示出了用于基于所测量并且计算的心脏参数而推荐用于治疗的较高流量的装置的过程；

图10示出了用于基于所测量并且计算的心脏参数而推荐药物治疗的过程；

图11示出了用于基于所测量并且计算的心脏参数而警告用户所预测的不利心脏事件的过程；

图12示出了用于基于所测量并且计算的心脏参数而在双心室支持期间使右侧血液泵装置和左侧血液泵装置平衡的过程；

图13示出了用于自动地修改由血液泵提供的支持的水平的过程；以及

图14示出了示例性血液泵系统的框图。

具体实施方式

为了提供对本文中所描述的系统、方法和装置的总体理解，将描述某些说明性实施例。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血液泵系统结合来使用，但将理解，下文中所概述的所有的构件和其它特征都可以以任何合适的方式彼此组合，并且，可适应并且适用于其它类型的心脏治疗和心脏辅助装置(包括使用手术切口来植入的心脏辅助装置等)。

本文中所描述的系统、装置以及方法提供用于基于在血液泵系统处测量的马达电流、马达速度以及主动脉压而将心脏参数和心脏功能参数提供给临床医生的机制。血管内血液泵的功能性和输出连同可测量的心脏参数可用于计算在确定患者心脏表现和健康方面有用的额外的参数。通过作出这些确定并且以有用并且有意义的方式对临床医生显示数据，临床医生具有可用于告知健康护理决策的更多的数据。能够通过基于血管内血液泵输出的算法而访问的额外的心脏参数和心脏功能及其趋势允许临床医生通过对血液泵进行定位并且通过施予药物治疗而作出关于由多种血液泵提供给患者的心脏支持的所告知的决策。算法还允许血液泵系统确定重要的心脏参数并且对临床医生显示这些参数以告知患者护理决策，或例如通过基于多种心脏参数输入而对临床医生显示不同水平的心脏功能的推荐来作出针对调节支持的推荐。

基于对血液泵操作的认知(例如，关于血液泵操作速度和输入功率而对心脏的压力和流量响应的认知)，根据血液泵功能来计算多种心脏参数是可能的。基于心脏内的泵的操作功能性，可构建计算心脏指标在血液泵与心脏系统相互作用时如何变化的算法。通过作出这些确定并且向临床医生提供即时心脏参数和历史心脏参数，临床医生更能够理解血液泵功能性或患者心脏健康的改变并且对其作出反应。

特别地，向临床医生提供准确并且及时的心脏参数(诸如，LVEDP、LVP、主动脉脉压、平均主动脉压、泵流量、压力梯度、心率、心脏输出量、心脏功率输出量、天然心脏输出量、天然心脏功率输出量、心脏收缩性、心脏舒张性、流体响应性、体积状态、心脏卸载指数、心脏恢复指数、左心室舒张功能、左心室舒张弹性、左心室收缩弹性、心搏量、心率变化性、心搏量变化性、脉压变化性、主动脉顺应性、血管顺应性或血管阻力)使临床医生能够作出关于患者护理的熟知的决策。总心脏输出量和天然心脏输出量两者都可使用本文中所描述的方法和系统来确定。天然心脏输出量在本文中用于描述仅心脏的心脏输出量，而没有血液泵的贡献。类似地，天然心脏功率输出量用于描述心脏的心脏功率输出量，而没有血液泵的任何贡献。相比之下，总心脏输出量在本文中用于描述由心脏和血液泵的组合产生的心脏输出量。类似地，总心脏功率输出量用于描述心脏的心脏功率输出量(包括心脏和血液泵的天然功率输出贡献两者)。在整个本申请中，当确定或计算心脏功率输出量或心脏输出量时，本文中所描述的系统和方法能够计算总心脏输出量或天然心脏输出量，并且，对心脏输出量或心脏功率输出量的引用可指代天然输出量或总输出量中的任一个。

本文中所讨论的算法使临床医生能够作出关于使患者脱离的明智决策。临床医生可更好地基于所提供的参数而确定适于使患者脱离由血液泵提供的心脏支持的时机。此外，本文中所提供的算法可通过提供关于支持的水平、马达速度以及适于提供推荐的马达速度以支持心脏功能的血液泵的推荐而使临床医生能够作出关于使患者脱离所用的恰当速率的决策。

本文中所描述的系统、装置以及方法进一步通过心脏参数的测量和计算而帮助优化血液泵的性能。LVP的估计和LVP波形的实时显示连同其它心脏指标使医生能够理解患者的当前心脏功能和历史心脏功能以及由血液泵提供的支持的水平。医生使用该信息来作出关于对所提供的支持的水平的修改(例如，使患者脱离支持或增加所提供的支持)、血液泵的定位和功能性、抽吸事件的发生的确定以及如下文中所描述的其它临床确定。

本文中所描述的系统、装置以及方法使临床医生能够在视觉上确定血液泵是否恰当地定位于心脏中并且适当地运作。LVP估计对抽吸事件非常敏感，并且可用于关于抽吸事件和不恰当的定位而告知临床医生并且帮助将泵重新定位于心脏中。根据本文中所描述的算法而确定并且对临床医生显示的心脏指标可进一步帮助在发生抽吸事件时标识抽吸事件的原因。

另外，本文中所描述的系统、装置以及方法向临床医生提供用以提供额外的治疗支持(诸如，向患者施予药物治疗，以帮助恢复心脏功能)的数据和推荐。例如，算法可基于心脏参数和参数趋势而提供关于哪些药物治疗可为有益的推荐以及提供给药信息。可向临床医生提供心脏参数(诸如，天然心脏输出量、舒张末压以及心脏功率输出量)的趋势，并且，算法可基于趋势而作出在强心药的滴定的支持方面的推荐。

备选地，可向临床医生呈现心脏参数，以帮助调节流体和患者的体积状态。可向临床医生提供天然输出量、舒张末压以及脉压变化，以使临床医生能够确定患者是否处于最佳流体窗并且确定患者的流体响应性。算法可向临床医生提供基于这些参数而指示患者是否被视为处于最佳流体窗的通知和患者是否很可能响应于流体的施予的指示。

本文中所描述的系统、装置以及方法可用于向临床医生提供关于基于所测量并且计算的心脏参数而预测的所预测的不利事件的警告。依赖于血液泵支持的患者面临针对额外的缺血事件的风险。左心室收缩性、左心室舒张性以及LVEDP的小的改变全都是无声缺血事件的早期指示符。关于这些参数的改变而警告临床医生使临床医生能够更早地检测到缺血事件并且更迅速地作出响应。另外，其它不利事件和后果(诸如，主动脉反流和传导异常(在患者经历为经导管主动脉瓣置换(TAVR)作准备的球囊主动脉瓣成形(BAV)的情况下))需要起搏器。左心室舒张性、左心室舒张填充压、收缩压梯度以及心脏功率和总功率的改变全都可充当这样的事件的早期指示符，并且可通过本文中所描述的算法而计算和检测并且向临床医生呈现。

最后，本文中所描述的系统、装置以及方法可用于使同时地使用的例如提供双心室支持的右侧装置和左侧装置平衡，两个装置的平衡可呈现如下的独特的挑战：使右侧装置和左侧装置平衡，以维持肺中的适当的压力并且限制肺水肿的风险。通过测量天然输出量和总输出量连同肺动脉压和左心室舒张压，算法可向临床医生提供关于这些参数的信息以帮助告知关于双心室装置的操作的决策，并且可提供推荐以帮助临床医生使两个装置平衡。

本文中所呈现的系统、装置以及方法描述了如下的机制：在血液泵系统中基于血液泵输出量和所测量的压力信号而测量在利用血液泵的心脏支持来治疗的患者的护理和治疗方面对临床医生有用的多种心脏参数和心脏功能参数。如下文中所描述的，由算法提供的参数和推荐可被临床医生用于告知多种医学治疗决策。

图1示出了位于心脏102中的示例性的现有技术的心脏辅助装置。心脏102包括左心室103、主动脉104以及主动脉瓣105。血管内心脏泵系统包括导管106、马达108、泵出口110、插管111、泵入口114以及压力传感器112。马达108在其近端处联接到导管106并且在其远端处联接到插管111。马达108还驱动转子(在附图中不可见)，该转子旋转以将血液从泵入口114通过插管111而泵送到泵出口110。插管111跨过主动脉瓣105而定位，使得泵入口114位于左心室103内，并且，泵出口110位于主动脉104内。该构造允许血管内心脏泵系统100将血液从左心室103泵送到主动脉104中，以支持心脏输出。

血管内心脏泵系统100与心脏102的天然心脏输出并行而将血液从左心室泵送到主动脉中。通过健康心脏的血液流量典型地是大约5升/分钟，并且，通过血管内心脏泵系统100的血液流量可为类似或不同的流速。例如，通过血管内心脏泵系统100的流速可为0.5升/分钟、1升/分钟、每分钟1.5升、2升/分钟、2.5升/分钟、3升/分钟、3.5升/分钟、4升/分钟、4.5升/分钟、5升/分钟、大于5升/分钟或任何其它合适的流速。

血管内心脏泵系统100的马达108可以以任何数量的方式变化。例如，马达108可为电动马达。马达108可在恒定的旋转速度下操作，以将血液从左心室103泵送到主动脉104。在恒定的速度下操作马达108大体上需要为马达108供应变化的量的电流，这是因为马达108上的负荷在心脏102的心动周期的不同阶段期间变化。例如，当通过血液泵而进入主动脉104中的血液的质量流速增加时(例如，在心脏收缩期间)，操作马达108所需的电流增加。如将关于以下附图而进一步讨论的，马达电流的这种改变因而可用于帮助表征心脏功能。可通过马达108的位置而促进使用马达电流来检测质量流速，马达108的位置与从左心室103进入主动脉104中的血液流的自然方向对准。还可通过马达108的小尺寸和/或低转矩而促进使用马达电流来检测质量流速。图1的马达108具有大约4 mm的直径，但只要转子-马达质量足够小、具有足够低的转矩并且定位成使得其能够迅速地并且容易地对跨过泵的生理压力梯度的改变作出响应，就可使用任何合适的马达直径。在一些实施方式中，马达108的直径小于4 mm。

在某些实施方式中，测量除了电流之外的一个或多个马达参数(诸如，输送到马达108的功率)。在一些实施方式中，图1中的马达108在恒定速度下操作。在某些实施方式中，马达108的速度随时间推移而变化(例如，作为delta函数、阶梯函数、正弦函数或斜坡函数)，以探测天然心脏功能。在一些实施方式中，马达108可位于患者体外，并且可通过伸长的机械传动元件(诸如，柔性驱动轴、驱动线缆或流体联接件)而驱动转子。

血管内心脏泵系统100的压力传感器112可设置于泵上的多种位置处，诸如设置于马达108上或设置于泵的流出部(即，泵出口110)处。当血管内血液泵系统100跨过主动脉瓣105而定位时，将压力传感器112放置于泵出口110处使压力传感器112能够测量真实的主动脉压(AoP)。在某些实施方式中，血管内心脏泵系统100的压力传感器112可设置于插管111上、导管106上或任何其它合适的位置。当血管内心脏泵系统100恰当地定位于心脏102中时，压力传感器112可检测主动脉104中的血压。血压信息可用于将血管内心脏泵系统100恰当地放置于心脏102中。例如，压力传感器112可用于检测泵出口是否已穿过主动脉瓣105而进入左心室103中，这将仅使血液在左心室103内循环，而非将血液从左心室103运输到主动脉104。在一些实施方式中，压力传感器112是流体填充式管、差压传感器、液压传感器、压阻型应变计、光学干涉测量传感器或其它光学传感器、MEMS压电型传感器或任何其它合适的传感器。

血管内心脏泵系统100可以以多种方式(诸如，通过经皮插入)插入到心脏102中。例如，血管内心脏泵系统可通过股动脉(未示出)、通过主动脉104、跨过主动脉瓣105而插入并且插入到左心室103中。在某些实施方式中，血管内心脏泵系统100通过手术而插入到心脏102中。在一些实施方式中，血管内心脏泵系统100或适应于右心脏的类似系统插入到右心脏中。例如，与血管内心脏泵系统100类似的右心脏泵可通过股静脉而插入并且插入到下腔静脉中，绕过右心房和右心室，并且延伸到肺动脉中。备选地，右心脏泵可通过颈内静脉和上腔静脉而插入，并且，左心脏泵可通过腋动脉而插入。在某些实施方式中，血管内心脏泵系统100可定位成用于在心脏102的外侧的血管系统中(例如，在主动脉104中)操作。血管内心脏泵系统100通过微创地驻留在血管系统内而足够灵敏以允许表征天然心脏功能。

图2A示出了马达电流对压力梯度的示例图表。图表200具有表示以mA为单位的马达电流的x轴202和表示以mmHg为单位的压力梯度(dP)的y轴204。图表200包括示出马达电流与压力梯度之间的关系的趋势线206。在已知的马达速度下，由血液泵汲取的马达电流与跨过血液泵插管的压力梯度成比例。图表200可充当针对用以根据血液泵马达当前操作所用的给定的马达电流和马达速度而确定压力梯度的算法的查找表。例如，由x轴上的点208指示的大约650 mA的马达电流对应于由y轴上的点210指示的120 mmHg的压力梯度，这通过以下方式而确定：使线从点208处的马达电流向上延伸到趋势线206，并且然后使线从与趋势线206的交点在点210处延伸到y轴。由图表200描述的在马达电流与压力梯度之间的关系可在实验室中在生理条件下针对特定的血液泵而确定，并且可存储于血液泵控制器内的处理器的存储器中。

控制器通过访问图表200而确定与血液泵当前操作所用的马达电流和马达速度相关联的压力梯度。控制器然后可将压力梯度与其它所确定或测量的值(诸如，在压力传感器(例如，图1中的压力传感器112)处测量的主动脉压)一起用于确定多种心脏参数，诸如LVEDP、LVP、主动脉脉压、平均主动脉压、泵流量、压力梯度、心率、心脏输出量、心脏功率输出量、天然心脏输出量、天然心脏功率输出量、心脏收缩性、心脏舒张性、流体响应性、体积状态、心脏卸载指数以及心脏恢复指数。

例如，一旦跨过血液泵插管的压力梯度已根据马达电流和马达速度而确定，跨过血液泵插管的压力梯度就可与所测量的主动脉压(诸如，在压力传感器112处测量的压力)一起用于确定在泵的入口笼处的LVP的估计。通过从主动脉压减去压力梯度而估计LVP。如在下文中关于图2B而描述的，以此方式确定的LVP是对心脏中的实际LVP的非常好的估计。所估计的LVP可通过控制器而显示于显示屏上，临床医生可在显示屏处访问并且查看所估计的LVP。临床医生可使用由在给定时刻的LVP提供的信息或对LVP的改变的历史视图来作出关于患者的治疗的临床决策(包括作出关于对由血液泵提供的支持的改变的所告知的决策)。

尽管将在已知的马达速度下的血液泵的压力梯度与马达电流之间的关系描绘为图表200，但控制器可通过访问查找表或通过查询描述压力梯度与马达电流和马达速度之间的关系的函数而使用图表200中所包含的信息。在一些实施方式中，控制器可在确定跨过血液泵插管的压力梯度方面考虑除了马达电流和马达速度以外的额外的参数，诸如泵的其它性质、泵控制器或控制台的性质、环境参数以及马达速度设定。在用于确定压力梯度的函数中考虑额外的参数可导致更准确的在马达电流与压差之间的关联，从而允许更准确地计算LVP或其它心脏参数。

图2B示出了作为时间的函数的所测量的主动脉压和所计算的LVP的示例图表。图表201具有表示以秒为单位的时间的x轴203和表示以mmHg为单位的压头的y轴205。图表具有包括主动脉压212、所估计的LVP 214(虚线)以及实际测量的LVP 216的三条迹线。图表201上的迹线图示了根据所测量的主动脉压和所确定的跨过血液泵插管的压力梯度而确定的所估计的LVP与所测量的LVP值一致。该算法基于马达电流和所测量的主动脉压而在心动周期内确定连续的LVP(包括全波形和LVEDP点)。该算法在泵入口114的紧接内侧测量LVP，从而使该算法能够确定抽吸事件并且在心脏收缩/连续抽吸与心脏舒张/间歇抽吸之间进行区分。

心动周期中的LVEDP点在其它心脏参数的计算中是重要的。舒张末期点处的压力是紧接地在左心室收缩之前的LVP，其可由参考EKG测量中的R波的发生限定。心动周期中的LVEDP点可基于主动脉压212放置信号、LVP 214波形以及泵处的压力梯度而估计。在一些实施方式中，基于所估计的LVP 214波形中的峰值的标识而估计LVEDP，然后使该峰值在时间轴上移位，以估计LVEDP点。该技术被称为峰值检测和时间索引。在备选实施方式中，所估计的LVEDP基于所估计的LVP 214波形随时间推移的基于时间的一阶和/或二阶导数而计算。

图2C示出了主动脉压212波形和所估计的LVP 214波形相对于时间的示例图表220。图表具有表示时间的x轴222和表示以mmHg为单位的压头的y轴224。图表包括所估计的LVP波形226的迹线(虚线)和主动脉压228的迹线(实线)。在一些实施方式中，可通过选择所估计的LVP波形226的峰值并且使时间点移位来基于图表220而选择LVEDP。尽管在该图表220中为了方便起见而仅示出了一个LVEDP点229，但可针对LVP波形的各个周期而计算LVEDP，以监测随时间推移的改变。

图2D示出了所估计的LVP 214波形的一阶导数相对于时间的示例图表230。图表230可计算为图表220中的LVP波形226的导数。图表230具有表示时间的x轴232和表示压力相对于时间的以mmHg/sec为单位的一阶导数(dP/dt)的y轴234。图表包括LVP波形236的一阶导数的迹线以及可基于LVP波形236的一阶导数的迹线来作为所估计的LVEDP而选择的LVEDP点238的指示。点238示出了与LVEDP相关联的点，其可计算为例如LVP波形236的一阶导数处于最小谷值与最大峰值之间的中途的时间点的点。尽管在该图表230中为了方便起见而仅示出了一个LVEDP点238，但可针对LVP波形的各个周期而计算LVEDP。备选地，LVP波形236的一阶导数的图表230可在使针对LVEDP点238的搜索“开窗”或缩窄方面是有用的，然后可基于二阶导数图表或其它手段而确定LVEDP点238。基于图表230的对LVEDP点238的估计可在较高采样频率的情况下对采样频率敏感，使得较高的采样造成较准确的对LVEDP点238的计算。

图2E示出了所估计的LVP 214波形的二阶导数相对于时间的示例图表240。图表230可计算为图表230中的LVP波形236的导数或图表220中的LVP波形226的二阶导数。图表240具有表示时间的x轴242和表示压力相对于时间的以mmHg/sec²为单位的二阶导数(d²P/dt²)的y轴244。图表包括LVP波形246的二阶导数的迹线以及可基于LVP波形246的二阶导数的迹线来作为所估计的LVEDP而选择的LVEDP点248的指示。点248示出了与LVEDP相关联的点，其可计算为例如所估计的LVP波形246的二阶导数具有最大峰值的点。尽管在该图表240中为了方便起见而仅示出了一个LVEDP点248，但可针对LVP波形的各个周期而计算LVEDP。与基于一阶导数图表230的对LVEDP点238的估计类似，基于二阶导数图表240的对LVEDP点248的估计可对采样频率敏感并且在高采样频率下较准确。

LVP波形的一阶或二阶时间导数的峰值可用于准确地计算LVEDP点。此外，LVP波形的一阶和二阶时间导数的峰值和谷值可用于使针对给定的LVEDP点的搜索窗缩窄，并且因而改善LVEDP点的检测，从而减少假阳性。使用所测量的主动脉压212的基于时间的一阶或二阶导数来确定LVEDP使该算法能够较准确地确定心动周期中的LVEDP点。备选地，主动脉压波形(例如，图2B中的212)可类似地与主动脉压波形的一阶和二阶导数一起用于确定LVEDP点。

图3示出了显示心脏功能随时间推移的波形的用于心脏泵控制器的示例性用户界面。用户界面300可用于控制图1的血管内心脏泵系统100或任何其它合适的心脏泵。用户界面300包括压力信号波形302、LVP波形303以及马达电流波形304、流速306、心脏功率输出量的量度308以及天然心脏输出量的量度310。压力信号波形302指示由血液泵的压力传感器(例如，压力传感器112)测量的压力，并且当泵恰当地放置时，压力信号波形302对应于主动脉压。压力信号波形302和LVP波形303可被健康护理专业人员用于将血管内心脏泵(诸如，图1中的血管内心脏泵100)恰当地放置于心脏中。压力信号波形302用于通过评价波形302是主动脉波形还是心室波形而验证血管内心脏泵的位置。主动脉波形指示血管内心脏泵马达位于主动脉中。心室波形指示血管内心脏泵马达已插入到心室中的错误的位置中。针对放置信号波形的标度312显示于波形的左边。默认缩放比例是0-160 mmHg。默认缩放比例可以以20 mmHg的增量调整，例如，标度312以从-20-160 mmHg的缩放比例示出。波形的右边是显示器314，其标记波形、提供测量单位，并且包括当前估计的压力的指示。显示器314还可包括对主动脉压316和/或LVP 318的估计，其可为瞬时估计、平均值或最大值或最小值，以及根据压力信号波形而计算的其它心脏参数(诸如，LVEDP)的指示。在一些实施方式中，显示器314示出来自所计算的心脏指标的最大值和最小值以及平均值。通过包括压力信号波形302、LVP波形303以及显示器314，压力信号和LVP作为时间的函数而显示，并且，重要的心脏参数被提取并且在显示器314中显示。

在一些实施方式中，通过将LVP波形303校准成所测量的主动脉压波形302而考虑不同的血液泵之间的变化性。可通过该显示而提示用户人工地沿着y轴调整所估计的LVP波形峰值(例如，图2B中的214)，以与主动脉压波形峰值(例如，图2B中的212)一致。在一些实施方式中，基于主动脉压的压力读数和LVP波形来使校准针对用户而自动化。在其它实施方式中，可由用户界面300中的控制器计算所需的校准，并且，可向用户呈现带有用以使心脏收缩期间的LVP波形峰值与主动脉压波形中的相同的峰值对准的指令的提示(包括基于控制器在程序的背景下对相同的对准的计算的建议值)。通过在该背景下计算对准，控制器还可检测心动周期中的主动脉压波形和LVP波形应当重叠的精确点。主动脉压波形和LVP波形的重叠对应于主动脉瓣打开和主动脉瓣关闭。这些事件标示心脏收缩的开始和结束。对主动脉压波形与LVP波形之间的重叠点的确定难以通过眼睛而进行，但可通过控制器而校准，以对需要标识LVP波形和主动脉压波形的峰值的校准加以改善。

使校准程序自动化简化了用户界面300的使用并且确保向用户呈现适当的校准值。可进一步在高采样频率下改善校准计算。

马达电流波形304是心脏泵的马达的能量摄入的量度。能量摄入随着马达速度和插管的入口区域与出口区域之间的压差而变化，从而造成转子上的可变体积负荷。当与血管内心脏泵(诸如，图1中的血管内心脏泵100)一起使用时，马达电流提供关于导管相对于主动脉瓣的位置的信息。当血管内心脏泵正确地定位(其中入口区域位于心室中，且出口区域位于主动脉中)时，马达电流是脉动的，这是因为通过心脏泵的质量流速随着心动周期而改变。当入口区域和出口区域位于主动脉瓣的同一侧上时，马达电流将衰减或为平坦的，这是因为泵的入口和出口位于同一室中并且不存在差压的变化性，从而造成恒定质量流速以及随后的恒定马达电流。针对马达电流波形的标度320显示于波形的左边。默认缩放比例是0-1000 mA。缩放比例可能够以100 mA的增量调整。波形的右边是显示器322，其标记波形、提供测量单位，并且示出来自所接收的样本的最大值和最小值以及平均值。尽管可不需要压力传感器和马达电流传感器来对通过手术而植入的泵进行定位，但传感器可在这样的装置中用于确定天然心脏功能的额外的特性以监测治疗。

虽然在图3中仅示出了三个波形(压力信号波形302、LVP波形303以及马达电流波形304)，但额外的波形可在显示器300的主屏幕上显示或能够在额外的屏幕上访问。例如，收缩性波形、心脏状态波形、ECG波形或随着时间或脉搏而改变的任何其它适当的心脏参数可显示于显示器300上。将心脏信息显示为趋势线允许医生查看患者的历史心脏状态并且基于可见的趋势而作出决策。例如，医生可观察在压力信号波形302中显示的主动脉压随时间推移的下降或增加并且基于该观察而确定变更或继续治疗。

图3中的在控制器上的指标的位置、描绘以及指标和推荐的标识和数量意在为说明性的。指标和指示符的数量、控制台上的相同的指标和指示符的位置以及所显示的指标可与此处示出的那些不同。对用户显示的心脏参数可为例如LVEDP、LVP、主动脉脉压、平均主动脉压、泵流量、压力梯度、心率、心脏输出量、心脏功率输出量、天然心脏输出量、天然心脏功率输出量、心脏收缩性、心脏舒张性、流体响应性、体积状态、心脏卸载指数、心脏恢复指数、左心室舒张功能、左心室舒张弹性、左心室收缩弹性、心搏量、心率变化性、心搏量变化性、脉压变化性、主动脉顺应性、血管顺应性或血管阻力。在一些实施方式中，对用户显示的数据的字体、字体大小、布局以及定位可配置成易于在重症护理场景下使用。

天然心脏输出量310的量度包括基于所测量的心脏参数而计算的以L/min为单位的NCO的显示。天然心脏输出量是归因于心脏本身的血液流的量度或环绕血液泵的血管中的血液流的速率。根据放置信号(主动脉压)316和在控制器处通过从最大主动脉压值减去最小主动脉压值而计算的脉压来计算天然心脏输出量。可由控制器周期性地计算脉压。天然心脏输出量可用于计算具有临床相关性的额外的心脏参数。例如，天然心脏输出量可与关于血液泵的流速的信息联合而用于计算心脏本身和血液泵的总心脏输出量。

心脏功率输出量308的量度包括基于所测量的心脏参数而计算的以瓦特为单位的总心脏功率输出量的显示。总心脏功率输出量根据总心脏输出量而计算，总心脏输出量基于如上文中所描述的天然心脏输出量而计算。通过将心脏输出量乘以平均动脉压并且除以451而计算总心脏功率输出量。

流速324可为由用户设定的目标血液流速或所估计的实际流速。在控制器的一些模式下，控制器将响应于后负荷的改变而自动地调整马达速度，以维持目标流速。在一些实施方式中，如果流量计算是不可能的，则控制器将允许用户设定由速度指示符指示的固定马达速度。

用户界面或控制器内的存储器记录在控制器上测量、计算并且显示的数据。存储器可具有25-150 Hz的采样速率。在一些实施方式中，较高的采样速率(诸如，100 Hz或更大)是优选的，这是因为数据将以较快的速率记录于存储器中的数据日志中。记录于存储器中的较高保真度的数据可用于较好地估计随时间推移的心脏功能。为了效率，在用户界面上对用户显示的波形、算法以及警报可以以较低的速率显示。

显示器300包括用以访问额外的显示屏的多种按钮326-334。按钮包括菜单按钮326、清洗菜单按钮328、显示按钮330、流量控制按钮332以及静音警报按钮334。在显示器300上示出的按钮意在为说明性的，并且，备选或额外的按钮对用户来说可为能够访问的。菜单按钮326可允许用户访问关于显示器300的使用的额外的信息(包括软件版本、注册以及使用日期)。菜单按钮326还可允许用户访问诸如显示器300的功率模式或锁定显示器300之类的选项。菜单按钮326还可允许用户校准显示器300，或允许用户访问用于与所附接的血液泵联合而校准显示器300的选项或指令。例如，用户可将所测量的压力值或显示为波形的心脏参数校准成由动脉导管或类似物测量的心脏参数的已知值。清洗菜单按钮328可允许用户访问与所附接的血液泵的清洗系统有关的额外的使用选项、设定以及信息。显示菜单按钮330可允许用户访问额外的心脏指标和参数并且在一些情况下添加或改变显示于显示器300的主屏幕上的心脏指标。流量控制按钮332允许用户访问与通过调整泵马达速度而控制泵的流速有关的额外的选项和设定。流量控制按钮可允许用户访问与当前的泵马达速度和由控制器计算的多种心脏指标有关的推荐，并且可允许用户输入或接受对泵马达速度的调整。静音警报按钮334可允许用户使警报静音或访问关于由控制器给出的警报或警告的额外的信息。控制器可向用户发出关于显示器、血液泵以及相关系统的使用或由控制器计算的心脏指标的警告通知。警告和警报可为声响警报、显示器300上的弹出屏幕，或可例如通过文本、页面或电子邮件而直接地发送给临床医生。

在一些实施方式中，通过由控制器计算、测量或监测的心脏指标下降到所设定的阈值之下而触发警告或警报。在一些实施方式中，通过由控制器计算、测量或监测的心脏指标超过所设定的阈值而触发警告或警报。在一些实施方式中，通过由控制器计算、测量或监测的心脏指标的改变超过所设定的阈值或下降到所设定的阈值之下而触发警告或警报。在一些实施方式中，所设定的阈值是在控制器内设定的系统值。在一些实施方式中，所设定的阈值由临床医生基于患者的历史和健康而设定。在一些实施方式中，所设定的阈值是心脏指标的先前值(例如，预先确定量的时间之前测量或计算的先前值)。

在一些实施方式中，警告或警报是针对基于所计算、测量或监测的心脏指标中的一个或多个而变更由血液泵提供给心脏的支持的推荐。图4-11图示了控制器确定对由血液泵提供的心脏支持的多种推荐的改变所用的过程。

图4示出了用于基于所测量并且计算的心脏参数而优化心脏中的血液泵的性能的过程400。

在步骤402中，心脏泵的马达以一定的旋转速度操作。在步骤404中，测量主动脉压。主动脉压可由联接到心脏泵的压力传感器、由单独的导管、由无创压力传感器或由任何其它合适的传感器测量。压力传感器可为流体填充式管、差压传感器、液压传感器、压阻型应变计、光学干涉测量传感器或其它光学传感器、MEMS压电型传感器或任何其它合适的传感器。在一些实施方式中，除了测量主动脉压之外或作为其备选，还测量心室压力。在步骤406中，测量输送到马达的电流，并且，测量马达速度。在步骤408中，通过使用查找表或访问考虑所测量的在已知的速度下的马达电流且任选地考虑其它参数的函数来基于所测量的马达电流和马达速度而确定跨过血液泵的插管的压差。在步骤410中，基于主动脉压和跨过血液泵的插管的压差而计算心脏参数。心脏参数可为LVEDP、LVP、主动脉脉压、平均主动脉压、泵流量、压力梯度或心率中的一个。这些心脏参数可各自被临床医生用作心脏健康和功能的多种方面的量度。心脏参数中的各个随时间推移的趋势可被临床医生用于确定天然心脏输出量是改善还是降低，并且可基于这些趋势而作出关于由血液泵提供的支持和药物治疗的临床决策。在一些实施方式中，基于主动脉压和跨过血液泵的插管的压差而计算多于一个的心脏参数。

特别地，为了评价患者的心脏内的血液泵的性能，可根据算法而计算LVP和LVEDP中的一个或多个。在一些实施方式中，所计算的指标由处理器评价，以确定是否存在关于血液泵的当前性能的问题并且向用户提供建议以纠正问题。在一些实施方式中，呈现指标以用于由健康护理专业人员评价。

在步骤412中，将所计算的心脏参数记录于存储器中。通过访问存储于存储器中的所记录的心脏参数，心脏参数随时间推移的历史视图可被用户访问或在显示控制台上显示为趋势线。

在步骤414中，基于所计算的心脏参数而确定心脏功能参数。心脏功能参数可为下者中的任何参数：心脏输出量、心脏功率输出量、天然心脏输出量、天然心脏功率输出量、心脏收缩性、心脏舒张性、流体响应性、体积状态、心脏卸载指数、心脏恢复指数、左心室舒张功能、左心室舒张弹性、左心室收缩弹性、心搏量、心率变化性、心搏量变化性、脉压变化性、主动脉顺应性、血管顺应性或血管阻力。这些心脏功能参数可根据所计算的心脏参数和其它可获得的所测量的参数而计算。心脏功能参数向临床医生提供关于心脏功能以及与心脏功能有关的血液泵的性能的额外的信息。在一些实施方式中，心脏功能参数也被记录于存储器中，以便提供历史数据和心脏功能参数相对于时间的趋势。在一些实施方式中，确定多于一个的心脏功能参数。

例如，可基于血液泵的马达电流和马达速度以及所测量的主动脉压而计算心脏输出量。可从主动脉压推导出主动脉波形的脉压。在压力传感器(例如，图1中的压力传感器112)位于泵流出部处的实施方式中，在主动脉根处测量主动脉压和主动脉波形的脉压，与用以计算脉压的外围方法(例如，PiCCO、Edwards FloTract)相比，在主动脉根处，主动脉压和主动脉波形的脉压受到主动脉阻力和全身阻力以及全身血管顺应性的影响较小。在一些实施方式中，脉压且因此算法计算受到测量点处的主动脉顺应性(其因患者而异)影响。然而，可通过校准心脏输出量算法而考虑患者间差异，并且，在支持的持续期期间，主动脉顺应性应当在患者体内仅最低程度地变化，这是因为主动脉根壁性质并非典型地受到血管活性药物和正性肌力药物影响。依赖于脉压和脉压波导数的其它心脏输出量算法(例如，PiCCO、FloTract或PulseCo)不可将由于天然心脏而导致的搏动性与由于支持装置而导致的搏动性辨别开。相比之下，该算法能够辨别天然搏动性和由泵驱动的搏动性，并且将由于来自泵或心脏的流量的改变而导致的搏动性的改变解耦。

在步骤416中，生成心脏功能参数和/或所计算的心脏参数以用于显示，并且将其在显示界面上对用户显示。可在控制器的存储器中访问所计算的心脏参数，并且处理所计算的心脏参数以使心脏参数准备好显示为数字、随时间推移的波形或显示为最大或最小值。心脏参数和心脏功能参数可在显示器(诸如，图3中的显示器300)上对临床医生(例如，重症监护场景或导管插入实验室中的实验室技术人员或护士)显示。所计算的心脏参数、心脏功能参数以及任选的心脏参数和/或心脏功能参数随时间推移的历史视图允许临床医生查看并且基于心脏参数和心脏功能参数的趋势而作出决策。用户界面的示例在图5中示出，以图示由该算法推导出的算法在确定血液泵的正确位置方面的使用。

在将心脏泵植入心脏中时，对心脏参数和心脏功能参数的显示和/或确定可为连续或几乎连续的。这可相对于常规的基于导管的方法而为有利的，常规的基于导管的方法仅允许在心动周期期间的具体时间或在离散的时间点对心脏功能进行采样。例如，对心脏参数的连续监测可允许较快速地检测心脏恶化。对心脏参数和心脏功能参数的连续监测可说明心脏状况随时间推移的改变。另外，如果心脏辅助装置已经位于患者体内，则可测量心脏功能而不必将额外的导管引入到患者体内。心脏参数和/或心脏功能参数可如在图3的用户界面中示出的那样显示或使用任何其它合适的用户界面或报告来显示。

在步骤418中，基于心脏功能参数和所计算的心脏参数而确定对血液泵性能的优化。控制器可访问存储器中的所计算的心脏参数，并且将心脏功能参数或所计算的心脏参数与所存储的阈值比较，以便确定可关于患者的心脏功能而优化血液泵性能。例如，控制器可确定：患者心脏功能正在改善，并且，患者可脱离血液泵支持。备选地，控制器可确定：患者心脏功能正在衰退，并且，提供给患者的血液泵支持应当增加。另外或备选地，控制器可基于血液泵的当前放置而确定存在抽吸风险或抽吸事件，并且确定可优化血液泵的位置。心脏功能参数或所计算的心脏参数所比较的阈值可在制造时预先设定、由医生经由用户界面来设定或基于患者的心脏功能参数和所计算的心脏参数的先前读数。例如，控制器可将所计算的LVP与阈值比较，以确定由于血液泵的当前定位而存在抽吸风险。在一些实施方式中，控制器将LVP波形与一个或多个所存储的波形比较。在一些实施方式中，控制器将来自LVP波形的最小值点和/或最大值点与所存储的阈值比较。

在步骤420中，生成并且显示关于所确定的对血液泵性能的优化的通知。可在控制器中的存储器中并且根据所确定的优化而访问通知，并且，生成通知以用于显示。关于对血液泵性能的优化的通知可在图3的用户界面中显示。在一些实施方式中，关于对血液泵性能的优化的通知显示于主屏幕上。在一些实施方式中，关于对血液泵性能的优化的通知显示为弹出窗口或警告。通知可建议增大或减小血液泵马达速度，或可指示存在定位问题或抽吸事件的风险。在一些实施方式中，通知可进一步指示针对解决定位问题或抽吸事件的推荐，例如通过推荐增大或减小血液泵马达速度或推荐沿特定方向以一定距离移动血液泵。在一些实施方式中，马达速度的推荐的改变可超过当前使用的血液泵的速度，并且，通知可推荐改变血液泵类型。

在一些实施方式中，所显示的通知是交互性的，并且，控制器可基于来自临床医生的输入来关于马达速度的推荐的改变而采取行动。在其它实施方式中，通知可指示已经由控制器自动地作出马达速度的推荐的改变。

图5A示出了图示血液泵处的间歇或舒张抽吸事件的用于心脏泵控制器的用户界面500。用户界面500包括与用户界面300类似的构件，并且，为了简单起见，并非所有构件均在此被标记或显示。用户界面500包括示出主动脉压波形504和LVP波形506的第一图表505和示出马达电流波形的第二图表507。用户界面还包括主动脉压波形504上的包括最小值和最大值的主动脉压508的指示、LVP波形506上的包括最小值和最大值的LVP 512的指示。当前马达速度510的指示、警告弹出窗口514以及针对解决警告弹出窗口的指令或推荐516也被包括在用户界面500中。

由控制器基于血液泵的压力读数和马达电流而测量的主动脉压波形504和LVP波形506有助于检测在血液泵处由心脏中的不足的血液体积引起的舒张和间歇抽吸事件。在这样的抽吸事件期间，LVP波形506在舒张早期在第一图表505中下降到零之下，但在舒张末压点之前恢复。LVP波形506的收缩期是正常的。这些事件还可通过LVP 512的指示和主动脉压508的指示而检测，这是因为LVP 512的最大指示典型地是正常的，并且大于主动脉压508的最大指示，而在间歇和舒张抽吸事件期间，LVP 512的最小指示是异常的，并且非常低或小于零。因此，LVP 512的指示的最小值提供舒张抽吸的早期指示符。控制器可基于LVP 512的指示的最小值与阈值(例如，0 mmHg、-10 mmHg、-20 mmHg、-30 mmHg、-40 mmHg或任何其它合适的阈值)的比较而发出警告514。在一些实施方式中，LVP 512的指示的最小值的比较可用于确定抽吸事件的风险水平或严重性，例如，其中0 mmHg表明边界线或低风险、-10mmHg表明轻度抽吸风险、-20 mmHg表明中度抽吸风险等。控制器可进一步针对如何对警告514作出反应以解决并且纠正抽吸事件而向医生、护士或技术人员提供推荐516。例如，控制器可提供如下的推荐：检查额外的心脏指标以确定抽吸事件的原因或在调整血液泵的定位或心脏支持水平之前关于患者健康而进行检查。控制器还可提供基于抽吸事件检测而检查血液泵的定位的指令或推荐，并且可进一步推荐通过对马达电流510的改变而改变由血液泵提供的支持的水平。

图5B示出了图示血液泵处的连续抽吸事件的用于心脏泵控制器的用户界面501。如图5A中的用户界面500那样，用户界面501包括与用户界面300类似的构件，并且，为了简单起见，并非所有构件均在此被标记或显示。用户界面501包括示出主动脉压波形524和LVP波形526的第一图表525和示出马达电流波形的第二图表527。用户界面还包括主动脉压波形524上的包括最小值和最大值的主动脉压528的指示、LVP波形526上的包括最小值和最大值的LVP 532的指示。当前马达速度530的指示、警告弹出窗口534以及针对解决警告弹出窗口的指令或推荐536也被包括在用户界面501中。

与通过图5A中的所显示的LVP和主动脉压而确定并且示出间歇(舒张)抽吸事件所用的过程类似，对连续或收缩抽吸事件的确定通过LVP波形526和主动脉压波形524、LVP528的指示以及主动脉压532的指示而告知。通过经由用户界面501来对用户显示这些心脏指标和其它心脏指标，用户(诸如，临床医生或医生)可意识到连续抽吸事件，并且可适当地作出反应以解决这些事件。连续抽吸事件典型地由血液泵的不良定位或堵塞血液泵流入部(例如，泵入口114)的心脏结构引起。在连续抽吸事件期间，LVP波形526在舒张期间下降到零之下，并且在收缩期间从未上升到主动脉压波形524之上。另外，在连续抽吸事件期间，LVP 532的指示的最大值是异常的，并且典型地远低于主动脉压528的指示的最大值，而LVP532的指示的最小值是异常的，并且小于零。根据LVP波形526而计算的LVEDP(如果显示)等于零。

如在图5A的间歇(舒张)抽吸事件的情况下那样，当检测到连续抽吸事件时，可显示警告534和推荐536。当检测到连续抽吸事件时显示的推荐536可与在间歇抽吸事件期间显示的推荐516相同或不同。

图5C示出了图示指标趋势屏幕的用于心脏泵控制器的用户界面502。趋势屏幕包括第一图表540，第一图表540显示心脏输出量趋势波形542、血液泵流量趋势波形544和天然心脏输出量趋势波形546以及心脏输出量、血液泵流量和天然心脏输出量的相关联的值，以用于由医生快速评估。用户界面502指标趋势屏幕还包括第二图表548，第二图表548显示平均主动脉压趋势波形550和LVEDP趋势波形552以及平均主动脉压554和LVEDP 556的相关联的值。用户界面502还包括血液泵的马达速度560的指示、血液泵流量562、心脏输出量564以及心脏功率输出量558。

用户界面502的指标趋势屏幕对医生来说是能够访问的，以进一步图示与随时间推移的多种心脏参数相关联的历史数据。这样的历史数据可帮助医生理解患者的心脏健康的进展以及标识正在发生事件。例如，在图5C中示出的用户界面502的指标趋势屏幕显示心脏输出量趋势波形542、血液泵流量趋势波形544、天然心脏输出量趋势波形546、主动脉压趋势波形550以及LVEDP趋势波形552，所有的这些波形都随时间推移而相对地稳定。然而，这些波形随时间推移的改变或趋势可指示抽吸事件或抽吸风险。LVEDP趋势波形552应当在向患者提供心脏支持的进程期间为稳定的。低和/或下降的LVEDP趋势波形552指示存在增加的舒张抽吸风险。使得医生能够容易地获得该波形会使医生能够监测抽吸事件风险。为了确定抽吸的原因，医生可查阅用户界面502的指标趋势屏幕，其中，高但突然下降到零的LVEDP趋势波形552意味着连续或收缩抽吸事件，而在0左右徘徊的低LVEDP趋势波形552意味着间歇或舒张抽吸事件。通过利用控制器算法来根据血液泵马达电流和主动脉压计算指标而使显示这些趋势和值成为可能，并且，医生能够基于值和趋势而作出关于患者护理的所告知的决策。

除了仅仅提供抽吸事件的指示以外，多种波形和平均心脏指标值的显示还可向医生提供使医生能够确定血液泵的定位差错的信息。例如，通过观察LVP波形(例如，图5A中的506或图5B中的526)相对于主动脉压波形(例如，图5A中的504或图5B中的524)的改变，医生或技术人员可确定血液泵已迁移到左心室中并且结果不再提供适当的支持。当血液泵迁移到左心室中时，LVP波形的形状的改变提供已发生定位差错的即时反馈。LVP最大值和最小值与主动脉压最大值和最小值的比较可向医生指示主动脉压值已开始反映左心室信号而非主动脉压。同时，LVEDP保持稳定，从而确认尽管泵迁移，还是不存在损害流动区域的心室结构。

在已迁移到左心室中的泵的重新定位期间，波形的显示也可为有用的。可查看分开的LVP和主动脉压波形，以确认不同的主动脉压信号，并且， LVP和主动脉压波形可在重新定位期间向医生或技术人员提供即时反馈。还可查看LVP指示与主动脉压指示的比较，并且，由于主动脉压值与LVP值分开，因而该比较可确认血液泵的重新定位。

如果检测到血液泵定位问题，则除了显示波形和心脏指标值之外，用户界面还可提供警告和/或推荐。推荐可包括减小泵流速或马达速度并且访问重新定位指导的建议。

除了显示可关于抽吸事件和定位问题而向医生指示的心脏波形和值之外，所计算的心脏参数和指标还可告知脱离决策。图5D示出了图示如通过所显示的指标而捕获的在脱离期间的心脏功能改变的用于心脏泵控制器的用户界面504。用户界面包括示出主动脉压波形574和LVP波形576的第一图表575和示出马达电流波形的第二图表577。用户界面还包括主动脉压波形574上的包括最小值、最大值以及平均值的主动脉压578的指示和LVP波形576上的包括最小值、最大值以及舒张末期(LVEDP)值的LVP 582的指示。当前马达速度580的指示、血液泵流速588的指示、心脏输出量586的指示以及心脏功率输出量584的指示也被包括在用户界面504中。

在图5D中显示的LVP波形576和主动脉压波形575图示了血液动力学稳定的恢复的患者。LVEDP应当在脱离过程期间是稳定的，这是因为天然心脏接管功能并且清除过多的左心室体积。心脏输出量应当类似地在脱离期间是稳定的，这是因为天然心脏接替泵输出，并且，心脏功率输出量应当是稳定的，并且优选地处于具体机构的决策协议所要求的范围内。恢复的患者在脱离期间的进展还可在指标趋势屏幕上可视化，其中，随着因为来自血液泵的支持随时间推移而减少而导致的减小的血液泵流量(例如，图5C中的544)，发生天然心脏输出量(例如，图5C中的546)的增加。天然心脏在脱离过程期间接管来自血液泵的功能，并且，心脏输出量(例如，图5C中的542)保持稳定。在天然心脏接管时，LVEDP(例如，图5C中的552)是稳定的或降低。最后，心脏功率输出量(例如，图5C中的558)是稳定的。

在状况恶化的患者的情况下，LVEDP很可能在脱离尝试期间上升，这是因为心脏不能够泵送过多的血液体积并且左心室体积增大。在此时期间，LVP波形576和主动脉压波形574可下降。在生病的患者的脱离期间，心脏输出量586和心脏功率输出量584也减少，这是因为天然心脏未能补偿减少的来自血液泵的支持。生病的患者在脱离期间的降低的功能也可在指标趋势屏幕上可视化，其中，天然心脏输出量(例如，图5C中的546)可随时间推移而降低，这是因为患者变得更大程度地依靠于血液泵支持。在心脏不能够泵送血液并且LVP增加时，LVEDP波形(例如，图5C中的552)可上升。由于总功率输出量较低，因而心脏功率输出量(例如，图5C中的558)减少。

图6示出了用于确定心脏功率输出量并且对用户显示泵支持的调节的推荐的过程600。可使用图1的血管内心脏泵系统100或任何其它合适的心脏泵来执行过程600。心脏功率输出量和心脏功率输出量随时间推移的历史趋势可由重症监护场景或导管插入实验室中的医生解释并且评价，以监测在脱离过程期间的指标趋势并且评估患者对使心脏从血液泵支持脱离的准备度。另外，还可生成心脏输出量、天然心脏输出量以及LVEDP并且将其对医生显示，以告知关于使患者脱离的决策。

为了确定患者的心脏功率输出量，算法根据以下过程而进行。在步骤602中，操作心脏泵的马达。马达可在恒定旋转速度下操作。在步骤604中，测量主动脉压。主动脉压可由联接到心脏泵的压力传感器、由单独的导管、由无创压力传感器或由任何其它合适的传感器测量。压力传感器可为流体填充式管、差压传感器、液压传感器、压阻型应变计、光学干涉测量传感器或其它光学传感器、MEMS压电型传感器或任何其它合适的传感器。在一些实施方式中，除了测量主动脉压之外或作为其备选，还测量心室压力。

在步骤606中，测量输送到马达的电流，并且，测量马达速度。可使用电流传感器或通过任何其它合适的手段来测量电流。

在步骤608中，通过从最大主动脉压减去最小主动脉压来根据主动脉压波形而计算脉压波。还可从主动脉压波形的平均值提取平均主动脉压。在步骤610中，从脉压推导出天然心脏输出量。为了计算天然心脏输出量，必须首先确定通过线性缩放比例因子的在脉压与天然心脏输出量之间的关系。缩放比例因子特定于患者和条件两者，并且可从内部或外部校准方法推导出。在步骤612中，从所测量的马达电流和马达速度推导出泵流量。在步骤614中，通过将泵流量加到天然心脏输出量而确定总心脏输出量。在步骤616中，根据总心脏输出量和平均主动脉压而计算心脏功率输出量。

在步骤618中，基于所计算的心脏功率输出量而确定针对对心脏的泵支持的调节的推荐。例如，如果所计算的心脏功率输出量与阈值或历史值的比较或所计算的心脏功率输出量指示患者具有改善的心脏功能，则可确定减少泵支持以使患者脱离心脏支持的推荐。在另一示例中，如果所计算的心脏功率输出量与阈值或历史值的比较或所计算的心脏功率输出量指示心脏功能已恶化，则可确定增加对患者的泵支持的推荐。最后，在步骤620中，生成针对泵支持的调节的推荐以用于显示，并且将其显示于用户界面上。在一些实施方式中，还生成心脏功率输出量以及另外其它所计算的指标和参数以用于显示并且将其与针对泵支持的调节的推荐一起显示。所计算的心脏功率输出量以及任选的心脏功率输出量随时间推移的历史视图允许临床医生查看并且基于心脏功率输出量的趋势而作出决策(例如，作出与使患者脱离血液泵支持有关的决策)。显示这些指标趋势可帮助临床医生评价所显示的对调节的推荐并且支持脱离决策或改变由血液泵提供的支持的水平的其它决策。

心脏功率输出量是心脏输出量与平均主动脉压的乘积，并且指示来自于心脏和紧接地在主动脉瓣远侧的泵的功率的真实量度。这能够基于压力传感器在血液泵的泵流出部处的定位和关于心脏参数而对血液泵的操作的理解而测量。临床医生可将天然心脏功率输出量用作心脏的总体健康的量度，这是因为天然心脏功率输出量表示由心脏本身输出的功率。天然心脏功率输出量的趋势可被临床医生用于确定天然心脏输出量是正在改善还是降低，并且可基于这些趋势而作出关于由血液泵提供的支持和药物治疗的临床决策。通过上文中所描述的算法而进行的对心脏功率输出量的确定比这样的常规的确定方法更可靠并且准确。

图7示出了用于基于所测量并且计算的心脏参数而推荐对马达速度的调整的过程700。可使用图1的血管内心脏泵系统100或任何其它合适的心脏泵来执行过程700。过程700包括与图4中的步骤402-416基本上类似的步骤702-716。这些步骤在此简略地叙述，但普通技术人员将理解，图4中的对应的步骤的描述中所包括的备选方案和额外的细节也适用于图7的步骤702-716。

如图4中的过程400中那样，在步骤702中，操作心脏泵的马达。马达可在恒定旋转速度下操作。在步骤704中，测量主动脉压。如图4中的过程400中那样，主动脉压可由联接到心脏泵的压力传感器或由单独的导管测量。传感器可为流体填充式管、差压传感器、液压传感器、压阻型应变计、光学干涉测量传感器或其它光学传感器、MEMS压电型传感器或任何其它合适的传感器。在步骤706中，测量输送到马达的电流，并且，测量马达速度。在步骤708中，通过使用查找表或访问考虑针对已知的马达速度的所测量的马达电流且任选地考虑如关于图4中的过程400而讨论的其它参数的函数来基于所测量的马达电流和马达速度而确定跨过血液泵的插管的压差。

在步骤710中，基于主动脉压和跨过血液泵的插管的压差而计算心脏参数。心脏参数可为LVEDP、LVP、主动脉脉压、平均主动脉压、泵流量、压力梯度或心率中的一个。这些心脏参数可各自被临床医生用作心脏健康和功能的多种方面的量度。心脏参数中的各个随时间推移的趋势可被临床医生用于确定天然心脏输出量是正在改善还是降低，并且可基于这些趋势而作出关于由血液泵提供的支持和药物治疗的临床决策。在一些实施方式中，基于主动脉压和跨过血液泵的插管的压差而计算多于一个的心脏参数。

在步骤712中，将所计算的心脏参数记录于存储器中。通过访问存储于存储器中的所记录的心脏参数，心脏参数随时间推移的历史视图可被用户访问或在显示控制台上显示为趋势线。

在步骤714中，基于所计算的心脏参数而确定心脏功能参数。心脏功能参数可为下者中的任何参数：心脏输出量、心脏功率输出量、天然心脏输出量、天然心脏功率输出量、心脏收缩性、心脏舒张性、流体响应性、体积状态、心脏卸载指数、心脏恢复指数、左心室舒张功能、左心室舒张弹性、左心室收缩弹性、心搏量、心率变化性、心搏量变化性、脉压变化性、主动脉顺应性、血管顺应性或血管阻力。可根据所计算的心脏参数和其它可获得的所测量的参数而计算这些心脏功能参数。心脏功能参数向临床医生提供关于心脏功能的额外的信息。在一些实施方式中，心脏功能参数也被记录于存储器中，以便提供历史数据和心脏功能参数相对于时间的趋势。在一些实施方式中，确定多于一个的心脏功能参数。

在步骤716中，生成心脏功能参数和/或所计算的心脏参数以用于显示，并且将其对用户显示。从存储器访问心脏功能参数和/或所计算的心脏参数，并且生成这些参数以用于显示为在某一时间段内的数值、最大值以及最小值和/或显示为随时间推移的历史趋势。然后，在显示器(诸如，图3中的显示器300)上对临床医生显示心脏参数和心脏功能参数。所计算的心脏参数、心脏功能参数以及任选的心脏参数和/或心脏功能参数随时间推移的历史视图允许临床医生查看并且基于心脏参数和心脏功能参数的趋势而作出决策。

在将心脏泵植入心脏中时，对心脏参数和心脏功能参数的显示和/或确定可为连续或几乎连续的。这可相对于常规的基于导管的方法而为有利的，常规的基于导管的方法仅允许在心动周期期间的具体时间或在离散的时间点对心脏功能进行采样。例如，对心脏参数的连续监测可允许较快速地检测心脏恶化。对心脏参数和心脏功能参数的连续监测可说明心脏状况随时间推移的改变。另外，如果心脏辅助装置已经位于患者体内，则可测量心脏功能而不必将额外的导管引入到患者体内。可如在图3的用户界面中示出的那样或使用任何其它合适的用户界面或报告来显示心脏参数和/或心脏功能参数。

在步骤718中，基于心脏功能参数和所计算的心脏参数而确定对马达速度的推荐的改变。可基于心脏参数和/或心脏功能参数与阈值的比较而确定对马达速度的推荐的改变。随后，心脏参数或心脏功能参数与阈值之间的差或心脏参数和/或心脏功能参数可用于确定泵流量的所需的增大或减小，并且，泵流量的增大或减小可用于使用查找表或其它函数来确定对应的马达速度。

在步骤720中，生成对马达速度的推荐的改变以用于显示，并且显示对马达速度的推荐的改变。对马达速度的推荐的改变可在图3的用户界面中显示。在一些实施方式中，对马达速度的推荐的改变显示于主屏幕上。在一些实施方式中，对马达速度的推荐的改变显示为弹出窗口或警告。在步骤722中，响应于所显示的对马达速度的推荐的改变而接受用户输入。在步骤724中，根据用户输入而调整马达速度。通过改变输送到马达的功率而调整马达速度。可响应于马达速度的推荐的改变而取决于用户输入来将马达速度调整成比当前马达速度更快或更慢。输送到马达的功率可由控制器自动地调整或人工地(例如，由健康护理专业人员)调整。当患者的心脏功能正在恶化时，支持度可提高，或当患者的心脏功能正在恢复时，支持度可降低，因而允许患者逐渐地从治疗脱离。这可允许装置对心脏功能的改变动态地作出响应，以推进心脏恢复。这还可用于间歇地调节泵支持并且诊断心脏如何作出反应(例如，心脏是否可从心脏泵送装置接管泵送功能)。

图8示出了用于基于心脏功率输出量和LVEDP而推荐对马达速度的调整的过程800。可使用图1的血管内心脏泵系统100或任何其它合适的心脏泵来执行过程800。针对基于心脏功率输出量和LVEDP而确定对马达速度的调整的推荐的特定情况，过程800遵循图7中所示出的过程700的步骤。在步骤802中，操作心脏泵的马达。马达可在恒定旋转速度下操作。在步骤804中，测量主动脉压。主动脉压可由联接到心脏泵的压力传感器、由单独的导管、由无创压力传感器或由任何其它合适的传感器测量。压力传感器可为流体填充式管、差压传感器、液压传感器、压阻型应变计、光学干涉测量传感器或其它光学传感器、MEMS压电型传感器或任何其它合适的传感器。在一些实施方式中，除了测量主动脉压之外或作为其备选，还测量心室压力。在步骤806中，测量输送到马达的电流，并且，测量马达速度。可使用电流传感器或通过任何其它合适的手段来测量电流。

在步骤808中，基于所测量的马达电流和马达速度而确定跨过血液泵的插管的压差。控制器可访问查找表(诸如，基于图2A中的针对已知的马达速度的在差压与马达电流之间的关系的查找表)。控制器可备选地利用描述差压与马达电流之间的关系的函数来确定与所测量的马达电流和已知的马达速度相关联的跨过血液泵的插管的差压。控制器还可在差压的确定中考虑多种其它参数(例如，血液泵、泵控制器或控制台的特性、环境参数以及马达速度设定)，以便较准确地确定跨过插管的压力梯度。

在步骤810中，基于主动脉压和跨过血液泵插管的压力梯度而确定LVEDP和心脏功率输出量。通过从主动脉压减去根据马达电流而确定的跨过插管的压力梯度并且从心动周期选择舒张末期点而计算LVEDP。通过以下方式而计算心脏功率输出量：首先根据脉压而确定天然心脏输出量，基于泵流量而确定总心脏输出量，并且最后将心脏输出量与平均动脉压一起用于计算心脏功率输出量。在一些实施方式中，如果血液泵是右心脏血液泵，则确定右心室压力。

在步骤812中，确定对血液泵的马达速度的推荐的调整。可基于LVEDP、心脏功率输出量、心脏输出量和/或平均主动脉压与阈值的比较而确定对马达速度的推荐的调整。随后，上文中的所比较的心脏参数或所比较的心脏参数或心脏功能参数与阈值之间的差可用于确定泵流量的所需的增大或减小，并且，泵流量的增大或减小可用于使用查找表或其它函数来确定对应的马达速度。

在步骤814中，生成对血液泵的马达速度的推荐的调整以用于显示，并且显示对血液泵的马达速度的推荐的调整。对马达速度的推荐的改变可在图3的用户界面中显示。在一些实施方式中，对马达速度的推荐的改变显示于主屏幕上。在一些实施方式中，对马达速度的推荐的改变显示为弹出通知或警告。

图9示出了用于基于所测量并且计算的心脏参数而推荐用于治疗的较高流量的装置的过程900。过程900包括与图7中的步骤702-718基本上类似的步骤902-918。这些步骤在此简略地叙述，但普通技术人员将理解，图7中的对应的步骤的描述中所包括的备选方案和额外的细节也适用于图9的步骤902-918。

在步骤902中，操作心脏泵的马达。在步骤904中，测量主动脉压。在步骤906中，测量输送到马达的电流，并且，测量马达速度。在步骤908中，基于所测量的马达电流和所测量的马达速度而确定跨过血液泵的插管的压差。在步骤910中，基于主动脉压和跨过血液泵的插管的压差而计算心脏参数。在步骤912中，将所计算的心脏参数记录于存储器中。所计算的心脏参数可为LVEDP、LVP、主动脉脉压、平均主动脉压、泵流量、压力梯度或心率中的任何参数。在步骤914中，基于所计算的心脏参数而确定心脏功能参数。心脏功能参数可为下者中的任何参数：心脏输出量、心脏功率输出量、天然心脏输出量、天然心脏功率输出量、心脏收缩性、心脏舒张性、流体响应性、体积状态、心脏卸载指数、心脏恢复指数、左心室舒张功能、左心室舒张弹性、左心室收缩弹性、心搏量、心率变化性、心搏量变化性、脉压变化性、主动脉顺应性、血管顺应性或血管阻力。在步骤916中，生成心脏功能参数和/或所计算的心脏参数以用于显示，并且将其对用户显示。在存储器中访问所记录的心脏参数，并且处理所记录的心脏参数，以用于显示为在某一时间段内的即时值、成组的最大值和最小值和/或显示为随时间推移的历史趋势。然后，对用户显示所记录的心脏参数。在一些实施方式中，所计算的心脏功能参数也被存储并且显示为随时间推移的趋势。在步骤918中，基于心脏功能参数和所计算的心脏参数而确定对马达速度的推荐的改变。

在步骤920中，将对马达速度的推荐的改变与阈值比较。阈值可为指示最大或最小操作马达速度的与血液泵相关联的值。将对马达速度的推荐的改变与阈值比较，以便确定当前的血液泵是否能够以所需的速度操作和/或当前的血液泵是否为用于以所需的速度操作的最佳血液泵。

在步骤922中，基于与阈值的比较而确定适于以推荐的马达速度操作的血液泵。可通过查阅包括多种可获得的血液泵的性质和特性的查找表而确定适当的血液泵。对适于以推荐的马达速度操作的血液泵的确定还可考虑心脏功能参数和/或所计算的心脏参数。考虑心脏功能参数和/或所计算的心脏参数可使控制器能够不仅基于推荐的泵速度而作出推荐，而且还基于总体的心脏功能和健康而作出推荐。在一些情况下，由于患者的心脏功能不良，因而改变成不同的血液泵可能是不明智的。当改变血液泵以调整马达速度将为不明智的时候，考虑心脏功能和所计算的心脏参数或备选地将警告与推荐一起对临床医生显示防止改变血液泵以调整马达速度。

在步骤924中，生成所确定的适当的血液泵以用于显示，并且显示所确定的适当的血液泵。心脏参数和心脏功能参数可在显示器(诸如，图3中的显示器300)上对临床医生显示。在一些实施方式中，还显示推荐的马达速度。如上文中所注意到的，当推荐不同的血液泵时，还可显示额外的信息或对临床医生的警告，从而提示临床医生遵循协议或在按照推荐行动之前作出对心脏功能和健康的额外的确定。

图10示出了用于基于所测量并且计算的心脏参数而推荐药物治疗的过程1000。例如，可基于心脏指标(诸如，心脏输出量、平均主动脉压以及其它心脏指标)的评价而监测并且确定药剂(包括强心药和血管加压药)的滴定。此外，可通过LVEDP随时间推移的评价而监测体积状态和流体响应性。用于推荐药物治疗的过程1000包括与图7中的步骤702-720基本上类似的步骤1002-1020。这些步骤在此简略地叙述，但普通技术人员将理解，图7中的对应的步骤的描述中所包括的备选方案和额外的细节也适用于图10的步骤1002-1020。

在步骤1002中，操作心脏泵的马达。在步骤1004中，测量主动脉压。在步骤1006中，测量输送到马达的电流，并且，测量马达速度。在步骤1008中，基于所测量的马达电流和所测量的马达速度而确定跨过血液泵的插管的压差。在步骤1010中，基于主动脉压和跨过血液泵的插管的压差而计算心脏参数。所计算的心脏参数可为LVEDP、LVP、主动脉脉压、平均主动脉压、泵流量、压力梯度或心率中的任何参数。在步骤1012中，将所计算的心脏参数记录于存储器中。在步骤1014中，基于所计算的心脏参数而确定心脏功能参数。心脏功能参数可为下者中的任何参数：心脏输出量、心脏功率输出量、天然心脏输出量、天然心脏功率输出量、心脏收缩性、心脏舒张性、流体响应性、体积状态、心脏卸载指数、心脏恢复指数、左心室舒张功能、左心室舒张弹性、左心室收缩弹性、心搏量、心率变化性、心搏量变化性、脉压变化性、主动脉顺应性、血管顺应性或血管阻力。在一些实施方式中，心脏功能参数也被存储于存储器中。在步骤1016中，显示心脏功能参数和/或所计算的心脏参数。

在步骤1018中，基于心脏功能参数和所计算的心脏参数而确定推荐的治疗。推荐的治疗基于心脏功能参数和所计算的心脏参数。在一些实施方式中，推荐的治疗基于心脏功能参数和/或所计算的心脏参数与阈值的比较。在一些实施方式中，推荐的治疗基于心脏功能参数和/或所计算的心脏参数在某一时间段内的改变的比较。在一些实施方式中，通过访问查找表并且提取与心脏功能参数和所计算的心脏参数的当前值对应的剂量而确定推荐的治疗。

例如，天然心脏输出量、LVEDP以及心脏功率输出量的所计算的心脏参数的组合可通过算法而分析并且与阈值比较，以确定药物介入是有根据的或将是有益的。算法可确定强心药的施予是有根据的，并且，进一步的分析(诸如，对剂量的查找表的查阅)可允许算法提供临床医生施予强心药的推荐以及针对治疗应当被施予的特定的剂量或滴定的推荐。

监测并且分析额外的心脏参数允许算法还向临床医生提供信息和推荐，以调节患者的流体摄入或对患者的利尿剂施予。通过测量并且确定心脏参数(诸如，天然输出量、LVEDP以及在主动脉脉压内的变化)，算法可标识患者的状态以及患者是否处于最佳流体窗，并且还可关于患者的流体响应性而评估并且报告。

在步骤1020中，确定与推荐的治疗相关联的推荐的剂量。推荐的剂量基于心脏功能参数和所计算的心脏参数。在一些实施方式中，推荐的剂量基于心脏功能参数和/或所计算的心脏参数与阈值的比较。在一些实施方式中，推荐的剂量基于心脏功能参数和/或所计算的心脏参数在某一时间段内的改变的比较。在一些实施方式中，通过针对推荐的治疗而访问查找表并且提取与心脏功能参数和所计算的心脏参数的当前值对应的剂量而确定推荐的剂量。

在步骤1022中，生成推荐的治疗和推荐的剂量以用于显示，并且显示推荐的治疗和推荐的剂量。推荐的治疗和推荐的剂量可在图3的用户界面中显示。在一些实施方式中，推荐的治疗和推荐的剂量显示于主屏幕上。在一些实施方式中，推荐的治疗和推荐的剂量显示为弹出窗口或警告。以与过程900中的方式类似的方式，推荐的治疗和推荐的剂量可利用警告来对临床医生显示，以提示临床医生遵循具体协议或在施予任何治疗之前监测或检查其它心脏功能参数。

图11示出了用于基于所测量并且计算的心脏参数而警告用户所预测的不利心脏事件的过程1100。过程1100包括与图7中的步骤702-720基本上类似的步骤1102-1120。这些步骤在此简略地叙述，但普通技术人员将理解，图7中的对应的步骤的描述中所包括的备选方案和额外的细节也适用于图11的步骤1102-1120。

在步骤1102中，操作心脏泵的马达。在步骤1104中，测量主动脉压。在步骤1106中，测量输送到马达的电流，并且，测量马达速度。在步骤1108中，基于所测量的马达电流和所测量的马达速度而确定跨过血液泵的插管的压差。在步骤1110中，基于主动脉压和跨过血液泵的插管的压差而计算心脏参数。所计算的心脏参数可为LVEDP、LVP、主动脉脉压、平均主动脉压、泵流量、压力梯度或心率中的任何参数。在步骤1112中，将所计算的心脏参数记录于存储器中。在步骤1114中，基于所计算的心脏参数而确定心脏功能参数。心脏功能参数可为下者中的任何参数：心脏输出量、心脏功率输出量、天然心脏输出量、天然心脏功率输出量、心脏收缩性、心脏舒张性、流体响应性、体积状态、心脏卸载指数、心脏恢复指数、左心室舒张功能、左心室舒张弹性、左心室收缩弹性、心搏量、心率变化性、心搏量变化性、脉压变化性、主动脉顺应性、血管顺应性或血管阻力。在一些实施方式中，心脏功能参数也被存储于存储器中。在步骤1116中，生成心脏功能参数和/或所计算的心脏参数以用于显示，并且将其对用户显示。可生成心脏功能参数和/或所计算的心脏参数，以用于显示为在某一时间段内的即时值、最大值和最小值和/或显示为随时间推移的历史趋势。然后，对用户显示心脏功能参数和/或所计算的心脏参数。

在步骤1118中，将心脏功能参数和/或所计算的心脏参数与阈值比较。在一些实施方式中，所设定的阈值是在控制器内设定的系统值。在一些实施方式中，所设定的阈值由临床医生基于患者的历史和健康而设定。在一些实施方式中，所设定的阈值是心脏指标的先前值(例如，预先确定的量的时间之前所测量或计算的先前值)。在步骤1120中，确定心脏功能参数和/或所计算的心脏参数是否满足阈值。所设定的阈值被设定成使得满足阈值的心脏参数或心脏功能参数是正在进行的心脏或缺血事件的早期警告信号的指示或可能的指示。

可基于对心脏参数的确定以及心脏参数或其随时间推移的趋势与阈值的比较而预测许多不利事件。另外，实时地对健康护理专业人员显示这些额外的心脏参数并且包括历史数据使医生能够更好地理解患者健康并且预测和解决可能的不利事件。例如，可基于根据本文中所描述的算法而计算并且显示的心脏参数来检测并且解决额外的缺血事件、传导异常或出血和溶血。医生可基于对这样的不利事件的预测而作出临床决策(诸如，优化支持以使天然恢复达到最大限度，以及使左侧支持与右侧支持平衡)。

在步骤1122中，关于心脏参数和/或心脏功能参数而触发警报。警报可为声响警报或可在图3的用户界面中显示。在一些实施方式中，警报可通过页面、文本或电子邮件而经由Wi-Fi网络、蓝牙信号或蜂窝信号来发送给临床医生。在一些实施方式中，警告显示于主屏幕上。在一些实施方式中，警告显示为弹出消息。在一些实施方式中，警告可被临床医生关闭或静音。

图12示出了用于基于所测量并且计算的心脏参数而在双心室支持期间使右侧血液泵装置与左侧血液泵装置平衡的过程1200。当左侧装置和右侧装置两者提供同时的心脏支持时，使右侧输出量与左侧输出量平衡以维持肺中的适当的压力并且限制肺水肿的风险可具有挑战性。测量天然心脏输出量和总输出量连同肺动脉压和左心室舒张压使临床医生能够更好地使右侧支持与左侧支持平衡。

在步骤1202中，操作第一血液泵的第一马达。第一血液泵的第一马达可为例如放置于心脏的右心室和肺动脉中的右侧装置。在步骤1204中，操作第二血液泵的第二马达。第二血液泵的第二马达可为例如放置于心脏的左心室和主动脉中的左侧装置。同时地操作第一马达和第二马达，以向心脏的两侧都提供支持。在步骤1206处，测量泵出口处的压力。对于第二泵(左侧装置)而言，该压力是主动脉压。对于第一泵(右侧装置)而言，该压力是肺动脉压。主动脉压可由联接到心脏泵的压力传感器、由单独的导管、由无创压力传感器或由任何其它合适的传感器测量。压力传感器可为流体填充式管、差压传感器、液压传感器、压阻型应变计、光学干涉测量传感器或其它光学传感器、MEMS压电型传感器或任何其它合适的传感器。在一些实施方式中，除了测量主动脉压之外或作为其备选，还测量心室压力。

在步骤1208处，测量第一血液泵的第一马达电流和第一马达速度，并且，测量第二血液泵的第二马达电流和第二马达速度。在步骤1210中，基于所测量的第一马达电流和所测量的第一马达速度而确定跨过第一血液泵的第一插管的第一压差，并且，基于所测量的第二马达电流和所测量的第二马达速度而确定跨过第二血液泵的第二插管的第二压差。可通过使用查找表或访问考虑所测量的马达电流、所测量的马达速度以及任选的其它参数的函数来确定第一压差和第二压差。

在步骤1212中，基于第一泵出口压力和跨过第一血液泵的第一插管的第一压差而计算第一心脏参数，并且，基于第二泵出口压力和跨过第二血液泵的第二插管的第二压差而计算第二心脏参数。来自右侧装置的第一心脏参数可为右心室压力、右心室舒张末压、肺动脉压、右动脉压、中心静脉压或血液泵流速中的任何参数。来自左侧装置的第二心脏参数可为LVEDP、LVP、主动脉脉压、平均主动脉压、泵流量、压力梯度、心率或右动脉压中的任何参数。这些心脏参数可各自被临床医生用作心脏健康和功能的多种方面的量度并且用于更好地使右侧装置与左侧装置平衡以提供平衡的心脏支持。

此外，心脏参数中的各个随时间推移的趋势可被临床医生用于确定天然心脏输出量是正在改善还是降低，并且可基于这些趋势而作出关于由血液泵提供的支持和药物治疗的临床决策。在一些实施方式中，基于主动脉压和跨过血液泵的插管的压差而计算多于一个的心脏参数。

在步骤1214中，基于所计算的第一心脏参数和/或所计算的第二心脏参数而确定心脏功能参数。心脏功能参数可为心脏输出量、心脏功率输出量、天然心脏输出量、天然心脏功率输出量、心脏收缩性、心脏舒张性、流体响应性、体积状态、心脏卸载指数、心脏恢复指数、左心室舒张功能、左心室舒张弹性、左心室收缩弹性、心搏量、心率变化性、心搏量变化性、脉压变化性、主动脉顺应性、血管顺应性或血管阻力中的任何参数，或与右侧支持相关联的类似参数。可根据所计算的心脏参数和其它可获得的所测量的参数而计算这些心脏功能参数。心脏功能参数向临床医生提供关于心脏功能和关于由第一血液泵和第二血液泵提供的支持的平衡的额外的信息。在一些实施方式中，心脏功能参数也被记录于存储器中，以便提供历史数据和心脏功能参数相对于时间的趋势。在一些实施方式中，确定多于一个的心脏功能参数。

在步骤1216中，确定对由第一血液泵和/或第二血液泵提供的支持的水平的推荐的改变。对支持的水平的推荐的改变可在存储于存储器中的查找表中访问，或可基于心脏参数和心脏功能参数的当前或历史值而计算。对支持的水平的推荐的改变可包括增加或减少泵支持的提示，且/或可包括对将作出的对泵支持的改变的量的推荐。

在步骤1218中，生成对由第一血液泵和/或第二血液泵提供的支持的水平的推荐的改变以用于显示，并且显示对由第一血液泵和/或第二血液泵提供的支持的水平的推荐的改变。对由第一血液泵和/或第二血液泵提供的支持的水平的推荐的改变可在图3的用户界面中显示。在一些实施方式中，对由第一血液泵和/或第二血液泵提供的支持的水平的推荐的改变显示于主屏幕上。在一些实施方式中，对由第一血液泵和/或第二血液泵提供的支持的水平的推荐的改变显示为弹出窗口或警告。对由第一血液泵和/或第二血液泵提供的支持的水平的推荐的改变可与下者一起对临床医生显示：关于第一血液泵和第二血液泵的额外的信息，以及在通过调整第一血液泵或第二血液泵的马达速度而改变所提供的支持的水平之前遵循协议并且实施进一步的检查的提示。在一些实施方式中，控制器可确定适于第一血液泵和第二血液泵中的一个或两者的马达速度的改变，并且还可确定当前提供支持的第一血液泵和第二血液泵是否为用以以推荐的马达速度操作以提供推荐的支持水平的最佳血液泵。

使用由一个或多个血液泵和血液泵系统收集的数据来计算临床相关的心脏参数和心脏功能参数并且实时地对临床医生显示参数会向临床医生提供可用于作出关于支持的临床决策的关于心脏健康和功能的重要信息。此外，血液泵控制器或控制台内的帮助临床医生确定潜在问题并且提供用以改善心脏功能的推荐的算法赋予临床医生如下的能力：比他们在没有该重要信息的情况下更早地检测到问题并且更迅速地对问题作出响应。

图13示出了用于自动地修改由血液泵提供的支持的水平的过程的框图1300。在步骤1302中，操作定位于心脏中的血液泵，以向心脏提供一定水平的心脏支持。血液泵具有插管和马达，马达以马达速度操作并且汲取可变电流以向心脏提供支持。在步骤1304处，联接到血液泵的控制器测量心脏中的主动脉压。在步骤1306处，控制器测量马达电流和马达速度。在步骤1308处，控制器确定与马达电流和马达速度相关联的跨过插管的压力梯度。

在步骤1310处，处理器基于主动脉压和与马达电流和马达速度相关联的跨过插管的压力梯度而计算所计算的心脏参数。在步骤1312处，将所计算的心脏参数记录于存储器中。在步骤1314处，基于所计算的心脏参数而确定心脏功能参数。在一些实施方式中，心脏功能参数也被存储于存储器中。在步骤1316处，基于心脏功能参数和所计算的心脏参数中的至少一个而确定对由血液泵提供的心脏支持的水平的推荐的改变。在步骤1318处，生成对心脏支持的水平的推荐的改变以用于显示。

在一些实施方式中，根据主动脉压和跨过插管的压力梯度而计算多于一个的心脏参数。例如，可计算任何数量的心脏参数，其包括LVEDP、LVP、主动脉脉压、平均主动脉压、泵流量、压力梯度或心率。在一些实施方式中，还生成这些心脏参数以用于显示为最大或最小值、平均值、即时值、历史趋势或波形。在一些实施方式中，根据心脏参数而确定多于一个的心脏功能参数。例如，心脏功能参数可为心脏输出量、心脏功率输出量、天然心脏输出量、天然心脏功率输出量、心脏收缩性、心脏舒张性、流体响应性、体积状态、心脏卸载指数、心脏恢复指数、左心室舒张功能、左心室舒张弹性、左心室收缩弹性、心搏量、心率变化性、心搏量变化性、脉压变化性、主动脉顺应性、血管顺应性或血管阻力。

在一些实施方式中，所计算的心脏参数是LVEDP，并且，心脏功能参数是心脏功率输出量。通过计算LVEDP和心脏功率输出量，可基于历史数据而确定针对心脏支持的调节的推荐。基于如由LCEDP和心脏功率输出量说明的患者心脏健康，用以增大马达速度(以由血液泵为健康正在恶化的患者提供增加的心脏支持)或减小马达速度(以使健康正在改善的患者脱离血液泵)的推荐可被确定、生成以用于显示并且对健康护理专业人员显示。

可通过将LVEDP和/或心脏功率输出量的当前值与先前值或所设定的阈值比较而确定这样的推荐。存储于存储器中的查找表可基于比较而提供可包括所确定的支持水平的推荐的改变的指示以及用以实现推荐的改变的步骤列表的推荐。备选地，在一些实施方式中，心脏支持的水平的推荐的改变可通过控制器而自动化。

心脏指标和参数的多种组合在确定患者心脏健康以及心脏和血液泵两者的运作的方面中可为有用的。这些参数的值以及通过基于历史信息的算法或基于患者健康的目前的阈值而生成的推荐和警告使健康护理专业人员能够作出关于支持的调节的所告知的决策，以及如在上文中参考图4-12而描述的许多其它健康护理决策。

图14示出了用以实施在上文中关于图4-13而描述的方法中的任何方法的示例性血液泵系统1400的框图。心脏泵系统1400可在心脏内、部分地在心脏内、在心脏的外侧、部分地在心脏的外侧、部分地在血管系统的外侧或在患者的血管系统中的任何其它合适的位置操作。血液泵系统1400包括控制台1401和血液泵1402。控制台1401包括驱动单元1404、存储器1406、处理器1408、电路系统1403以及显示器1410。

血液泵系统1400可与任何合适的血液泵装置一起使用，例如，血液泵1402可为图1中所示出的用以向心脏的右侧或左侧提供心脏支持的血液泵100。血液泵1402包括马达1405和传感器1407以及未示出的图1中的血液泵100的其它构件。在一些实施方式中，血液泵系统1400可与两个血液泵一起使用，以便同时地向心脏的左侧和右侧提供心脏支持。

血液泵1402通过电路系统1403而联接到驱动单元1404。电路系统1403的全部或部分可在控制台1401中相对于血液泵1402分开/远离。在一些实施方式中，电路系统1403位于血液泵1402的内部。电路系统1403和血液泵1402未按比例示出。驱动单元1404通过电路系统1403而向心脏泵1402的马达1405供应电流。驱动单元1404通过线1426而向心脏泵1402的马达1405供应的电流由位于驱动单元1404中或联接到驱动单元1404的电流传感器1409测量。

在位于血液泵1402上的压力传感器1407处测量放置信号或主动脉压。在压力传感器1307处检测到的压力通过驱动单元1404处的电路系统1403而接收，并且可与供应到马达1405的电流一起传递到处理器1408。在一些实施方式中，主动脉压可由联接到血液泵1402的压力传感器1407、由单独的导管、由无创压力传感器或由任何其它合适的传感器测量。压力传感器1407可为流体填充式管、差压传感器、液压传感器、压阻型应变计、光学干涉测量传感器或其它光学传感器、MEMS压电型传感器或任何其它合适的传感器。

处理器1408包括允许处理器1408从驱动单元1404接收马达电流和压力测量值并且使用这些值来确定多个额外的心脏参数和心脏功能参数的软件和/或硬件。例如，处理器包括使用关于图2A-2E而描述的方法来根据血液泵1402的马达电流和从压力传感器1407接收的主动脉压信息而计算LVP和LVEDP的软件。此外，处理器1408能够将所接收的测量值、参数以及值存储于存储器1406中，并且能够访问在存储器中存储的值和参数，以生成以用于在显示器1410上显示。

处理器1408进一步包括执行关于图4-13而描述的步骤以从驱动单元1404接受或请求电流和主动脉压的值并且根据这些值而确定指示心脏的健康或功能的心脏参数和心脏功能参数的算法。还可生成这些值以用于对用户显示，并且将其显示于显示器1410上。

处理器1408能够访问存储于存储器1406中的函数和查找表，以便作出关于心脏功能参数和所计算的心脏参数的确定，并且使用这些确定来作出关于提供给患者心脏的治疗和支持的推荐。处理器1408能够生成推荐并且在显示器1410上显示这些推荐。

显示器1410可与图3中的用户界面300基本上类似。显示器将具有临床相关性的心脏功能参数和所计算的心脏参数提供给临床医生，以使临床医生能够利用实时数据来作出治疗决策。此外，显示器1410允许处理器1408对临床医生显示推荐，以允许临床医生更迅速地检测到威胁生命的心脏问题并且对这些问题作出响应。控制台1401上的处理器1408使用血液泵1402和可访问的测量值来向临床医生提供额外的信息，以帮助临床医生向患者提供更高效并且更有效的心脏治疗。

前文仅仅说明了本公开的原理，并且，设备可通过除了出于说明而非限制的目的而呈现的所描述的实施例之外的实施例来实践。将理解，本文中所公开的设备虽然示出为用于在心脏泵的经皮插入中使用，但可适用于其它应用中的设备。

本领域技术人员在审阅本公开之后将想到变型和修改。所公开的特征可以以任何组合和子组合(包括多个从属组合和子组合)来与本文中所描述的一个或多个其它特征一起实施。上文中所描述或说明的多种特征(包括其任何构件)可组合或集成于其它系统中。此外，某些特征可被省略或未实施。

大体上，本说明书中所描述的主题和功能操作的实施例可在数字电子电路系统中或在计算机软件、固件或硬件(包括本说明书中所公开的结构及其结构等同体)中或在以上项中的一个或多个的组合中实施。本说明书中所描述的主题的实施例可实施为用于由数据处理设备执行或用以控制数据处理设备的操作的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)。计算机可读介质可为机器可读存储装置、机器可读存储基板、存储器装置、对机器可读传播信号造成影响的物质组成或以上项中的一个或多个的组合。用语“数据处理设备”包含用于处理数据的所有设备、装置以及机器(通过示例的方式而包括可编程处理器、计算机或多个处理器或计算机)。除了硬件之外，设备还可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、操作系统或以上项中的一个或多个的组合的代码)。传播信号是人为地生成的信号(例如，机器生成的电、光或电磁信号)，其生成以对信息进行编码以用于传输到合适的接收器设备。

计算机程序(也被称为程序、软件、软件应用、脚本或代码)可以以任何形式的编程语言(包括编译或解释语言)编写，并且可以以任何形式(包括作为独立程序或作为模块、构件、子例程或适合于在计算环境中使用的其它单元)部署。计算机程序不一定对应于文件系统中的文件。程序可存储于保存其它程序或数据(例如，存储于标记语言文档中的一个或多个脚本)的文件的部分中，存储于专用于所讨论的程序的单个文件中，或存储于多个协调文件(例如，存储一个或多个模块、子程序或代码部分的文件)中。计算机程序可部署为在一个计算机上执行，或在位于一个站点处或分布于多个站点上并且通过通信网络而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可由一个或多个可编程处理器执行，一个或多个可编程处理器通过对输入数据进行操作并生成输出来执行一个或多个计算机程序以执行功能。过程和逻辑流也可由专用逻辑电路系统(例如，FPGA(现场可编程门阵列)或ASIC(专用集成电路))执行，并且，设备可实施为专用逻辑电路系统。

适合于执行计算机程序的处理器通过示例的方式而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。大体上，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。大体上，计算机还将包括用于存储数据的一个或多个海量存储装置(例如，磁盘、磁光盘或光盘)，或操作性地联接以从海量存储装置接收数据或将数据传输到海量存储装置或两者。然而，计算机不需要具有这样的装置。

改变、替换和变更的示例能够由本领域技术人员确定，并且可在不脱离本文中所公开的信息的范围的情况下作出。本文中所援引的所有参考文献都通过引用而以其整体结合并且构成本申请的部分。

Claims (10)

1.一种用于向心脏提供心脏支持的方法，包括：

操作定位于所述心脏中的血液泵，所述血液泵具有插管并且包括马达，所述马达以马达速度操作并且汲取可变的马达电流，以向所述心脏提供一定水平的心脏支持；

在联接到所述血液泵的控制器处测量主动脉压；

在所述控制器处测量所述马达电流和所述马达速度；

确定与所述马达电流和所述马达速度相关联的跨过所述插管的压力梯度；

使用处理器来根据所述主动脉压和与所述马达电流和所述马达速度相关联的跨过所述插管的所述压力梯度而计算所计算的心脏参数；

将所述所计算的心脏参数记录于存储器中；

基于所述所计算的心脏参数而确定心脏功能参数；

基于所述所计算的心脏参数和所述心脏功能参数中的至少一个而确定对由所述血液泵提供的心脏支持的所述水平的推荐的改变；

生成所述推荐的改变以用于显示。

2.根据权利要求1所述的方法，其特征在于，所述方法进一步包括：

响应于所显示的对由所述血液泵提供的心脏支持的所述水平的所述推荐的改变而接受用户输入；以及

根据所述用户输入而调整所述马达速度，以调整心脏支持的所述水平。

3.根据权利要求2所述的方法，其特征在于，根据所述用户输入而调整所述马达速度包括增大所述马达速度以增大来自所述心脏的血液的流量。

4.根据权利要求2所述的方法，其特征在于，根据所述用户输入而调整所述马达速度包括减小所述马达速度以使所述心脏脱离所述心脏支持。

5.根据权利要求1-4中的任一项所述的方法，其特征在于，所述所计算的心脏参数是左心室压力、左心室舒张末压、主动脉脉压以及平均主动脉压中的至少一个。

6.根据权利要求1-5中的任一项所述的方法，其特征在于，所述心脏功能参数选自心脏输出量和心脏功率输出量。

7.根据权利要求1-6中的任一项所述的方法，其特征在于，所述方法进一步包括在所述存储器中访问先前记录的心脏参数和心脏功能参数的历史。

8.根据权利要求1-7中的任一项所述的方法，其特征在于，所述方法进一步包括生成作为时间的函数的所述所计算的心脏参数和所述心脏功能参数中的至少一个以用于显示。

9.根据权利要求7所述的方法，其特征在于，所确定的对所述马达速度的所述推荐的改变基于所述先前记录的心脏参数和心脏功能参数中的至少一个的所述历史。

10.根据权利要求1-9中的任一项所述的方法，其特征在于，确定支持的推荐的改变进一步包括：

基于先前记录的心脏参数和心脏功能参数的所述历史而确定所述所计算的心脏参数或所述心脏功能参数中的一个的改变；

基于所述改变而确定心脏支持的所提供的所述水平的推荐的变更；以及

使心脏支持的所提供的水平的所述推荐的变更转换成马达速度的推荐的改变。

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