KR20200135423A - 심장 펌프 위치 추정 시스템 및 방법 - Google Patents
심장 펌프 위치 추정 시스템 및 방법 Download PDFInfo
- Publication number
- KR20200135423A KR20200135423A KR1020207029861A KR20207029861A KR20200135423A KR 20200135423 A KR20200135423 A KR 20200135423A KR 1020207029861 A KR1020207029861 A KR 1020207029861A KR 20207029861 A KR20207029861 A KR 20207029861A KR 20200135423 A KR20200135423 A KR 20200135423A
- Authority
- KR
- South Korea
- Prior art keywords
- differential pressure
- time
- pump system
- data
- cardiac pump
- Prior art date
Links
- 238000000034 method Methods 0.000 title claims abstract description 74
- 230000000747 cardiac effect Effects 0.000 claims abstract description 191
- 230000003205 diastolic effect Effects 0.000 claims description 15
- 210000000709 aorta Anatomy 0.000 claims description 12
- 210000001765 aortic valve Anatomy 0.000 claims description 12
- 210000005240 left ventricle Anatomy 0.000 claims description 8
- 230000004044 response Effects 0.000 claims description 5
- 210000004369 blood Anatomy 0.000 description 17
- 239000008280 blood Substances 0.000 description 17
- 238000005259 measurement Methods 0.000 description 10
- 238000012549 training Methods 0.000 description 10
- 230000002861 ventricular Effects 0.000 description 9
- 238000004590 computer program Methods 0.000 description 8
- 239000012530 fluid Substances 0.000 description 7
- 238000012545 processing Methods 0.000 description 7
- 230000017531 blood circulation Effects 0.000 description 6
- 230000008859 change Effects 0.000 description 6
- 230000036541 health Effects 0.000 description 6
- 230000008569 process Effects 0.000 description 6
- 230000001960 triggered effect Effects 0.000 description 6
- 238000004364 calculation method Methods 0.000 description 5
- 230000006870 function Effects 0.000 description 5
- 238000012360 testing method Methods 0.000 description 5
- 210000004204 blood vessel Anatomy 0.000 description 4
- 238000012544 monitoring process Methods 0.000 description 4
- 230000008602 contraction Effects 0.000 description 3
- 238000012417 linear regression Methods 0.000 description 3
- 239000012528 membrane Substances 0.000 description 3
- 230000003287 optical effect Effects 0.000 description 3
- 238000004088 simulation Methods 0.000 description 3
- 230000002792 vascular Effects 0.000 description 3
- 230000036772 blood pressure Effects 0.000 description 2
- 238000009530 blood pressure measurement Methods 0.000 description 2
- 230000005189 cardiac health Effects 0.000 description 2
- 230000003247 decreasing effect Effects 0.000 description 2
- 230000002526 effect on cardiovascular system Effects 0.000 description 2
- 230000004217 heart function Effects 0.000 description 2
- 230000000004 hemodynamic effect Effects 0.000 description 2
- 238000003780 insertion Methods 0.000 description 2
- 230000037431 insertion Effects 0.000 description 2
- 230000000737 periodic effect Effects 0.000 description 2
- 230000000541 pulsatile effect Effects 0.000 description 2
- 238000013515 script Methods 0.000 description 2
- 238000011282 treatment Methods 0.000 description 2
- 238000012795 verification Methods 0.000 description 2
- 230000000007 visual effect Effects 0.000 description 2
- 241000894006 Bacteria Species 0.000 description 1
- 208000024172 Cardiovascular disease Diseases 0.000 description 1
- 206010018910 Haemolysis Diseases 0.000 description 1
- 206010039163 Right ventricular failure Diseases 0.000 description 1
- 230000001154 acute effect Effects 0.000 description 1
- 210000002376 aorta thoracic Anatomy 0.000 description 1
- 238000003491 array Methods 0.000 description 1
- 230000004872 arterial blood pressure Effects 0.000 description 1
- 238000010009 beating Methods 0.000 description 1
- 230000005540 biological transmission Effects 0.000 description 1
- 210000000601 blood cell Anatomy 0.000 description 1
- 230000001684 chronic effect Effects 0.000 description 1
- 238000004891 communication Methods 0.000 description 1
- 238000013480 data collection Methods 0.000 description 1
- 230000007423 decrease Effects 0.000 description 1
- 230000001419 dependent effect Effects 0.000 description 1
- 239000003814 drug Substances 0.000 description 1
- 230000008588 hemolysis Effects 0.000 description 1
- 230000023597 hemostasis Effects 0.000 description 1
- 239000007943 implant Substances 0.000 description 1
- 238000013507 mapping Methods 0.000 description 1
- 239000000463 material Substances 0.000 description 1
- QSHDDOUJBYECFT-UHFFFAOYSA-N mercury Chemical compound [Hg] QSHDDOUJBYECFT-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 229910052753 mercury Inorganic materials 0.000 description 1
- 239000000203 mixture Substances 0.000 description 1
- 238000012986 modification Methods 0.000 description 1
- 230000004048 modification Effects 0.000 description 1
- 230000000644 propagated effect Effects 0.000 description 1
- 210000001147 pulmonary artery Anatomy 0.000 description 1
- 230000010349 pulsation Effects 0.000 description 1
- 238000011084 recovery Methods 0.000 description 1
- 210000005245 right atrium Anatomy 0.000 description 1
- 210000005241 right ventricle Anatomy 0.000 description 1
- 238000006467 substitution reaction Methods 0.000 description 1
- 239000000758 substrate Substances 0.000 description 1
- 239000013589 supplement Substances 0.000 description 1
- 238000011277 treatment modality Methods 0.000 description 1
- 210000001631 vena cava inferior Anatomy 0.000 description 1
Images
Classifications
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
- A61M60/00—Blood pumps; Devices for mechanical circulatory actuation; Balloon pumps for circulatory assistance
- A61M60/50—Details relating to control
-
- A61M1/1086—
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/72—Signal processing specially adapted for physiological signals or for diagnostic purposes
- A61B5/7235—Details of waveform analysis
- A61B5/7239—Details of waveform analysis using differentiation including higher order derivatives
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/02—Detecting, measuring or recording pulse, heart rate, blood pressure or blood flow; Combined pulse/heart-rate/blood pressure determination; Evaluating a cardiovascular condition not otherwise provided for, e.g. using combinations of techniques provided for in this group with electrocardiography or electroauscultation; Heart catheters for measuring blood pressure
- A61B5/024—Detecting, measuring or recording pulse rate or heart rate
-
- A61M1/102—
-
- A61M1/122—
-
- A61M1/125—
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
- A61M60/00—Blood pumps; Devices for mechanical circulatory actuation; Balloon pumps for circulatory assistance
- A61M60/10—Location thereof with respect to the patient's body
- A61M60/122—Implantable pumps or pumping devices, i.e. the blood being pumped inside the patient's body
- A61M60/126—Implantable pumps or pumping devices, i.e. the blood being pumped inside the patient's body implantable via, into, inside, in line, branching on, or around a blood vessel
- A61M60/13—Implantable pumps or pumping devices, i.e. the blood being pumped inside the patient's body implantable via, into, inside, in line, branching on, or around a blood vessel by means of a catheter allowing explantation, e.g. catheter pumps temporarily introduced via the vascular system
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
- A61M60/00—Blood pumps; Devices for mechanical circulatory actuation; Balloon pumps for circulatory assistance
- A61M60/10—Location thereof with respect to the patient's body
- A61M60/122—Implantable pumps or pumping devices, i.e. the blood being pumped inside the patient's body
- A61M60/126—Implantable pumps or pumping devices, i.e. the blood being pumped inside the patient's body implantable via, into, inside, in line, branching on, or around a blood vessel
- A61M60/135—Implantable pumps or pumping devices, i.e. the blood being pumped inside the patient's body implantable via, into, inside, in line, branching on, or around a blood vessel inside a blood vessel, e.g. using grafting
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
- A61M60/00—Blood pumps; Devices for mechanical circulatory actuation; Balloon pumps for circulatory assistance
- A61M60/10—Location thereof with respect to the patient's body
- A61M60/122—Implantable pumps or pumping devices, i.e. the blood being pumped inside the patient's body
- A61M60/126—Implantable pumps or pumping devices, i.e. the blood being pumped inside the patient's body implantable via, into, inside, in line, branching on, or around a blood vessel
- A61M60/148—Implantable pumps or pumping devices, i.e. the blood being pumped inside the patient's body implantable via, into, inside, in line, branching on, or around a blood vessel in line with a blood vessel using resection or like techniques, e.g. permanent endovascular heart assist devices
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
- A61M60/00—Blood pumps; Devices for mechanical circulatory actuation; Balloon pumps for circulatory assistance
- A61M60/10—Location thereof with respect to the patient's body
- A61M60/122—Implantable pumps or pumping devices, i.e. the blood being pumped inside the patient's body
- A61M60/165—Implantable pumps or pumping devices, i.e. the blood being pumped inside the patient's body implantable in, on, or around the heart
- A61M60/17—Implantable pumps or pumping devices, i.e. the blood being pumped inside the patient's body implantable in, on, or around the heart inside a ventricle, e.g. intraventricular balloon pumps
- A61M60/174—Implantable pumps or pumping devices, i.e. the blood being pumped inside the patient's body implantable in, on, or around the heart inside a ventricle, e.g. intraventricular balloon pumps discharging the blood to the ventricle or arterial system via a cannula internal to the ventricle or arterial system
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
- A61M60/00—Blood pumps; Devices for mechanical circulatory actuation; Balloon pumps for circulatory assistance
- A61M60/20—Type thereof
- A61M60/205—Non-positive displacement blood pumps
- A61M60/216—Non-positive displacement blood pumps including a rotating member acting on the blood, e.g. impeller
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
- A61M60/00—Blood pumps; Devices for mechanical circulatory actuation; Balloon pumps for circulatory assistance
- A61M60/40—Details relating to driving
- A61M60/403—Details relating to driving for non-positive displacement blood pumps
- A61M60/408—Details relating to driving for non-positive displacement blood pumps the force acting on the blood contacting member being mechanical, e.g. transmitted by a shaft or cable
- A61M60/411—Details relating to driving for non-positive displacement blood pumps the force acting on the blood contacting member being mechanical, e.g. transmitted by a shaft or cable generated by an electromotor
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
- A61M60/00—Blood pumps; Devices for mechanical circulatory actuation; Balloon pumps for circulatory assistance
- A61M60/50—Details relating to control
- A61M60/508—Electronic control means, e.g. for feedback regulation
- A61M60/538—Regulation using real-time blood pump operational parameter data, e.g. motor current
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
- A61M60/00—Blood pumps; Devices for mechanical circulatory actuation; Balloon pumps for circulatory assistance
- A61M60/50—Details relating to control
- A61M60/508—Electronic control means, e.g. for feedback regulation
- A61M60/538—Regulation using real-time blood pump operational parameter data, e.g. motor current
- A61M60/554—Regulation using real-time blood pump operational parameter data, e.g. motor current of blood pressure
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
- A61M60/00—Blood pumps; Devices for mechanical circulatory actuation; Balloon pumps for circulatory assistance
- A61M60/80—Constructional details other than related to driving
- A61M60/802—Constructional details other than related to driving of non-positive displacement blood pumps
- A61M60/81—Pump housings
- A61M60/816—Sensors arranged on or in the housing, e.g. ultrasound flow sensors
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
- A61M60/00—Blood pumps; Devices for mechanical circulatory actuation; Balloon pumps for circulatory assistance
- A61M60/80—Constructional details other than related to driving
- A61M60/802—Constructional details other than related to driving of non-positive displacement blood pumps
- A61M60/827—Sealings between moving parts
- A61M60/829—Sealings between moving parts having a purge fluid supply
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
- A61M60/00—Blood pumps; Devices for mechanical circulatory actuation; Balloon pumps for circulatory assistance
- A61M60/80—Constructional details other than related to driving
- A61M60/855—Constructional details other than related to driving of implantable pumps or pumping devices
- A61M60/865—Devices for guiding or inserting pumps or pumping devices into the patient's body
- A61M60/867—Devices for guiding or inserting pumps or pumping devices into the patient's body using position detection during deployment, e.g. for blood pumps mounted on and driven through a catheter
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/0002—Remote monitoring of patients using telemetry, e.g. transmission of vital signals via a communication network
- A61B5/0031—Implanted circuitry
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
- A61M2205/00—General characteristics of the apparatus
- A61M2205/18—General characteristics of the apparatus with alarm
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
- A61M2205/00—General characteristics of the apparatus
- A61M2205/33—Controlling, regulating or measuring
- A61M2205/3331—Pressure; Flow
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
- A61M2205/00—General characteristics of the apparatus
- A61M2205/33—Controlling, regulating or measuring
- A61M2205/3331—Pressure; Flow
- A61M2205/3334—Measuring or controlling the flow rate
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
- A61M2205/00—General characteristics of the apparatus
- A61M2205/33—Controlling, regulating or measuring
- A61M2205/3331—Pressure; Flow
- A61M2205/3344—Measuring or controlling pressure at the body treatment site
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
- A61M2205/00—General characteristics of the apparatus
- A61M2205/33—Controlling, regulating or measuring
- A61M2205/3331—Pressure; Flow
- A61M2205/3351—Controlling upstream pump pressure
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
- A61M2205/00—General characteristics of the apparatus
- A61M2205/33—Controlling, regulating or measuring
- A61M2205/3331—Pressure; Flow
- A61M2205/3355—Controlling downstream pump pressure
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
- A61M2205/00—General characteristics of the apparatus
- A61M2205/33—Controlling, regulating or measuring
- A61M2205/3331—Pressure; Flow
- A61M2205/3358—Measuring barometric pressure, e.g. for compensation
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
- A61M2205/00—General characteristics of the apparatus
- A61M2205/70—General characteristics of the apparatus with testing or calibration facilities
- A61M2205/702—General characteristics of the apparatus with testing or calibration facilities automatically during use
Landscapes
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Heart & Thoracic Surgery (AREA)
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- Cardiology (AREA)
- Veterinary Medicine (AREA)
- Animal Behavior & Ethology (AREA)
- Public Health (AREA)
- Biomedical Technology (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Mechanical Engineering (AREA)
- Anesthesiology (AREA)
- Hematology (AREA)
- Vascular Medicine (AREA)
- Physics & Mathematics (AREA)
- Surgery (AREA)
- Molecular Biology (AREA)
- Medical Informatics (AREA)
- Pathology (AREA)
- Biophysics (AREA)
- Physiology (AREA)
- Psychiatry (AREA)
- Signal Processing (AREA)
- Computer Vision & Pattern Recognition (AREA)
- Artificial Intelligence (AREA)
- Transplantation (AREA)
- Computer Networks & Wireless Communication (AREA)
- External Artificial Organs (AREA)
Abstract
환자에서 심장 펌프 시스템의 위치를 추정하기 위한 시스템 및 방법이 여기에 제공된다. 시스템은 제 1 기간 동안 시변 모터 전류를 나타내는 제 1 데이터를 수신한다. 모터 전류는 심장 펌프 시스템이 환자에서 작동하는 동안 모터에 전달되는 전류의 양에 해당한다. 시스템은 제 1 기간 동안 시변 차압을 나타내는 제 2 데이터를 수신한다. 차압은 환자의 심장에 대한 심장 펌프 시스템의 위치를 나타낸다. 시스템은 제 2 기간 동안 시변 모터 전류를 나타내는 제 3 데이터를 수신하고, 제 1 데이터와 제 2 데이터 간의 관계 및 제 3 데이터로부터 제 2 기간 동안 차압의 추정치를 결정한다. 이 추정치는 환자의 심장 펌프 시스템의 위치를 예측하는 데 사용할 수 있다.
Description
본 출원은 2018 년 3 월 16 일에 출원된 "SYSTEMS AND METHODS FOR ESTIMATING A POSITION OF A HEART PUMP"이라는 제목의 미국 특허 가출원 제62/644,240호에 대한 우선권을 주장하며, 2019 년 3 월 15 일에 출원된 미국특허출원 제16/354,595호, "SYSTEMS AND METHODS FOR ESTIMATING A POSITION OF A HEART PUMP"에 관련된다. 상기 언급된 출원의 전체 내용은 여기에 참고로 포함된다.
급성 및 만성 심혈관 질환은 삶의 질과 기대 수명을 감소시킨다. 의약품에서 기계 장치 및 이식에 이르기까지 심장 건강을 위한 다양한 치료 방식이 개발되었다. 심장 펌프 시스템과 같은 일시적인 심장 지원 장치는 혈역학적 지원을 제공하고 심장 회복을 촉진한다. 일부 심장 펌프 시스템은 심장에 경피적으로 삽입되며 IMPELLA ® 장치 제품군(Abiomed, Inc., Danvers MA)과 같은 심장 출력을 보충하기 위해 기본 심장과 병렬로 동작할 수 있다. 이러한 심장 펌프 시스템은 환자 건강 결정과 심장 펌프 시스템의 작동 판단에 유용한 심장 펌프 파라미터를 측정 및/또는 계산할 수 있다.
이러한 측정 값은 센서를 통해 수집될 수 있으나, 이는 고장이 발생하기 쉽다. 심장 펌프 시스템 센서가 고장 나면 임상의는 유량 추정, 위치 모니터링 및 흡입 경보와 같은 많은 중요한 측정 값을 잃게된다. 센서가 고장 나면 임상의는 펌프 자체가 올바르게 작동하더라도 종종 환자에게서 심장 펌프 시스템을 제거한다. 특히 펌프가 제대로 작동하는 경우 심장 펌프 시스템을 제거하고 교체하는 것은 환자에게 박테리아가 유입될 위험을 증가시키기 때문에 바람직하지 않다. 심장 펌프 시스템을 교체하는 것은 비용이 많이 들고 심장 펌프 시스템이 "낭비"될 수 있다. 또한 심장 펌프 시스템을 제거하고 교체하면 환자의 혈액 펌프 지원과 회복에 소요되는 귀중한 시간을 절약할 수 있다.
본원에 설명된 시스템, 장치 및 방법은 환자의 심장 내에 위치할 때 심장 펌프의 위치 추정치를 제공한다. 특히, 시스템 및 방법은 특정 심장 펌프 시스템에 대한 모터 전류와 차압 신호 간의 관계를 결정한 다음, 이 관계를 사용하여 나중에 수신되는 모터 전류 데이터에서 시간에 따라 달라지는 차압 추정치를 결정한다. 추정된 차압으로부터 심장 펌프 시스템은 펌프 유량을 추정하고 흡입 경보를 트리거하고 위치 경보를 트리거한다.
제어기는 여기에 설명된 구현, 양태 및 방법 중 임의의 것을 수행하도록 구성될 수 있다. 예를 들어, 제어기는 Abiomed, Inc의 AIC(Automated Impella Controller) 또는 기타 적절한 제어기일 수 있다. 일부 구현에서, 심장 펌프 시스템은 카테터; 모터; 모터에 작동 가능하게 결합된 회전자; 작동 모터가 회전자를 구동하고 펌프 하우징을 통해 혈액을 펌핑하도록 회전자를 적어도 부분적으로 둘러싸는 펌프 하우징; 차압 센서를 포함한, 하나 이상의 센서; 그리고 제어기를 포함한다. 예를 들어, 심장 펌프 시스템은 AIC 또는 임의의 다른 적절한 시스템에 연결된 Impella RP 심장 펌프 또는 Abiomed, Inc의 Impella 5.0 심장 펌프를 포함할 수 있다.
심장 펌프 시스템은 펌프 하우징 및 회전자를 갖는 펌프를 포함할 수 있다. 회전자는, 모터가 회전자를 구동하고 시스템이 작동하는 동안 모터가 펌프 하우징을 통해 혈액을 펌핑하도록, 펌프 하우징 내에 적어도 부분적으로 위치한다. 심장 펌프 시스템은 펌프 하우징의 원위 단부 및 원위 단부와 연결되는 근위 단부가 있는 캐뉼라(cannula)를 포함한다. 펌프는 캐뉼라가 환자의 대동맥 판막을 가로 질러 연장되고, 원위 단부가 환자의 좌심실 내에 위치하고, 근위 단부가 환자의 대동맥 내에 위치하도록 배치되도록 구성될 수 있다. 일부 구현에서, 기다란 카테터는 펌프 하우징의 근위로 연장된다. 기다란 카테터는 원위 단부에서 펌프 하우징에 결합될 수 있다. 예에서, 구동 케이블은 긴 카테터를 통해 연장될 수 있다. 예에서, 기다란 카테터는 펌프를 제어기에 연결하는 전기 연결부를 수용할 수 있다. 일부 구현에서, 펌프는 피그테일-형 가요성 돌출부와 같이, 캐뉼라의 원위 단부로부터 멀리 떨어져 연장되는 가요성 돌출부를 더 포함한다.
심장 펌프 시스템은 차압 센서와 같이 압력을 측정하는 하나 이상의 센서를 포함한다. 예를 들어 차압 센서는 펌프 외부 압력과 펌프 내부 압력 사이의 차이를 측정한다. 예를 들어 캐뉼라가 대동맥 판막을 가로 질러 배치되면 센서의 상단(외부 표면)이 대동맥 압력에 노출되고 센서의 하단(내부 표면)이 심실 압력에 노출된다.
심장 펌프 시스템에 작동 가능하게 연결된 제어기는 기준 데이터 및 업데이트된 데이터에 기초하여 심장 펌프의 위치를 추정한다. 기준 데이터는 제 1 기간 동안 수신되며 제어기가 펌프의 정상 작동 중에 두 파라미터 간의 관계를 결정할 수 있는 기반을 제공한다. 제 1 기간은 20 초, 40 초, 1 분, 2 분, 10 분, 20 분 또는 기타 적절한 기간일 수 있다. 제 1 기간은 주어진 주파수에서 획득한 샘플의 수에 해당할 수 있다. 예를 들어, 제 1 기간은 500 개 샘플, 1000 개 샘플, 2000 개 샘플, 5000 개 샘플 또는 임의의 다른 적절한 수의 샘플에 대응할 수 있다. 일반적으로, 제 1 기간 동안 심장 펌프 시스템은 환자의 신체 내에서 작동하고 심장 펌프 시스템의 온보드 및/또는 오프 보드 센서는 시스템 작동과 관련된 데이터(예: 모터 전류, 펌프 위치 또는 기타 운동 또는 시스템 파라미터) 및/또는 환자 건강과 관련된 데이터(예: 대 동맥압, 차압 또는 기타 혈역학 또는 환자 파라미터)를 획득한다. 이 데이터는 특정 파라미터 간의 관계를 식별하는 데 사용된다. 하나 이상의 센서(예: 차압)가 고장난 경우 제어기는 작동 센서(예: 모터 전류) 및 고장난 센서와 작동 센서로부터의 신호 간의 관계를 기반으로 결함 센서의 신호를 추정할 수 있다. 제 1 기간 동안 펌프는 단일 성능 레벨(예: 특정 회전자 속도와 관련) 또는 다양한 성능 레벨에서 작동할 수 있다.
제어기는 제 1 기간 동안 심장 펌프 시스템에서 시변(즉, 시간에 따라 변하는) 모터 전류를 나타내는 제 1 데이터를 수신하고 제 1 기간 동안 환자에 대한 시변 차압을 나타내는 제 2 데이터를 수신한다. 시변 모터 전류는 심장 펌프 시스템이 환자에서 작동하는 동안 심장 펌프 시스템의 모터에 전달되는 전류의 양에 해당한다. 예를 들어, 모터 전류는 심장 펌프 시스템의 회전자 속도를 일정하게 유지하기 위해 변경될 수 있다. 많은 의료 상황에서 바람직하듯이, 회전자 속도를 일정하게 유지하기 위해 심장 펌프 시스템의 모터(예를 들어, 도 1의 모터 하우징(102)에 포함됨)를 작동하려면, 모터의 부하가 심장의 심장주기의 여러 단계에서 변하기 때문에 일반적으로 가변 양의 전류를 모터에 공급할 수 있어야 한다. 따라서 환자 심장의 차압이 변하면 모터 전류도 변하여 회전자 속도를 일정하게 유지한다. 예를 들어, 대동맥으로의 혈액 유속이 증가하면(예: 수축기 동안) 모터를 작동하는 데 필요한 전류가 증가한다. 모터 전류의 이러한 증가는 아래에서 자세히 설명하는 바와 같이 심장 기능을 특성화하는 데 사용할 수 있다. 시간에 따른 차압은 심장 펌프 시스템의 내부 부분과 심장 펌프 시스템의 외부 부분 사이의 압력 차이에 해당하며, 환자의 심장에 대한 심장 펌프 시스템의 위치를 또한 나타낸다. 차압 신호는 시간 경과에 따른 압력을 나타내며 표시된 측정 값은 펌프 작동 중 혈관 내 펌프의 압력 센서에서 파생될 수 있다. 예를 들어, 센서는 대 동맥압과 심실 압의 차이에 비례하고 심장 펌프 시스템에 의해 표시될 수 있는 전기 신호(차압 신호라고도 함)를 감지할 수 있다. 아래에 설명된 바와 같이, 여기에 설명된 시스템 및 방법은 시변 모터 전류와 시변 차압 사이의 관계를 결정한다. 모터 전류와 차압 사이의 관계는 모터 전류 데이터와 함께 사용되어 다른 시점에서 차압을 추정할 수 있다(예: 위에서 설명한 제 1 기간 이후). 이는 압력 센서가 고장 나거나 압력 센서의 작동을 확인하는 것이 바람직한 경우 특히 유용하다.
제 1 기간보다 늦은 제 2 기간 동안, 제어기는 시변 모터 전류를 나타내는 제 3 데이터를 수신한다. 예를 들어, 제 2 기간은 1 초, 2 초, 10 초, 30 초, 1 분, 2 분, 10 분 또는 임의의 적절한 시간 길이일 수 있다. 예를 들어 제어기는 시변 모터 전류 및 차압과 관련된 데이터를 처음에 수신한 다음, 나중에 제 2 기간 동안 추가 모터 전류 데이터를 수신한다. 제 1 기간으로부터의 데이터는 제 1 데이터(제 1 기간 동안 모터 전류를 나타냄)와 제 2 데이터(제 1 기간 동안 차압을 나타냄) 사이의 관계를 결정하는 데 사용될 수 있다.
제어기는 제 1 데이터(제 1 기간 동안 모터 전류를 나타냄)와 제 2 데이터(제 1 기간 동안 차압을 나타냄) 간의 관계 및 제 3 데이터로부터 제 2 기간 동안의 시변 차압의 추정치를 결정한다. 예를 들어, 제 1 데이터와 제 2 데이터 사이의 관계는 제 1 기간 동안 획득된 모터 전류와 차압 정보 사이의 매핑의 다중 선형 적합도일 수 있다. 모터 전류와 차압 사이의 관계는 주어진 심장 펌프 시스템의 특징일 수 있다. 즉, 특정 성능 레벨에서 모터 전류와 차압 사이의 관계는 서로 다른 시점에서 실질적으로 유사할 수 있으며 그 관계 자체는 서로 다른 성능 레벨간에 "조정가능"(scalable)하다. 따라서, 제 1 기간 동안 모터 전류와 차압 사이의 관계를 결정함으로써, 본 명세서에 설명된 시스템 및 방법이 심장 펌프 시스템을 특성화할 수 있고, 이후 시점 및 상이한 성능 레벨에서 이 관계를 사용할 수 있다.
차압의 추정치는 환자에서 심장 펌프 시스템의 위치를 예측하는 데 사용할 수 있다. 예를 들어, 제어기는 보다 최근에 획득된 제 3 데이터(제 2 기간 동안 모터 전류를 나타냄)와 함께 모터 전류와 차압 간의 관계를 사용하여 제 2 기간 동안 추정된 차압 신호를 구축할 수 있다. 제어기는 추정된 차압 신호를 사용하여 환자 내 심장 펌프 시스템의 위치를 결정할 수 있다.
일부 구현에서, 본 명세서에 설명된 시스템, 방법 및 장치는 각 시점에 대한 모터 전류와 시변 차압 사이의 상관 관계를 결정한다. 일부 구현에서, 제어기는 상관의 다중 선형 적합도를 계산할 수 있다. 다중 선형 적합도는 심장 펌프 시스템의 작동 특성을 나타낸다. 예를 들어, 제 1 기간의 각 시점에서의 모터 전류의 각 측정 값에서, 동일한 시점의 각각의 차압 측정 값이 플롯될 수 있다. 이 플롯은 개별 심장 펌프 시스템간에 다를 수 있는 함수 또는 일련의 함수로 표시되는 다중 선형 적합도를 결정하는 데 사용할 수 있다. 예를 들어, 제 1 심장 펌프 시스템은 제 2 심장 펌프 시스템과 완전히 다른 다중 선형 적합도를 가질 수 있다. 아래에 설명된 바와 같이, 모터 전류와 시간에 따른 차압 간의 상관 관계는 동일한 심장 펌프 시스템에 대한 차등 성능 레벨간에(선형 적으로 또는 적절한 척도를 사용하여) 스케일링될 수 있다. 제어기가 모터 전류와 차압 사이의 상관 관계를 결정한 후 이 상관 관계를 나중에 사용하여 환자 건강 및 시스템 작동의 파라미터를 특성화할 수 있다. 센서에서 더 이상 직접 측정할 수 없는 파라미터를 추정하는 데 상관 관계를 사용할 수 있기 때문에, 센서(예: 압력 센서) 오류가 발생한 경우 특히 유용하다.
일부 구현에서, 제 2 데이터(시변 차압을 표시)는 심장 펌프 시스템의 차압 센서로부터 수신된다. 예를 들어, 심장 펌프 시스템이 작동 위치에서 환자의 심장 내에 배치되면 차압 센서의 일 측면 또는 표면이 대동맥 압력에 노출될 수 있으며, 차압 센서의 제 2 측면 또는 표면이 심실 압력에 노출될 수 있으며, 차압 센서는 대동맥 압력과 심실 압력 간의 차이를 측정할 수 있다. 압력 센서의 배치 및 센서 유형은 제한되지 않다. 예를 들어, 제 2 데이터는 심장 펌프 시스템의 온보드 또는 오프 보드의 여러 센서로부터 수집될 수 있다.
차압 센서가 고장 나거나 파손될 수 있다. 일부 구현에서, 차압 센서가 고장난 경우, 제어기는 센서 고장의 결정에 응답하여 제 2 기간 동안 시변 차압의 추정치를 결정한다. 일부 구현에서, 제어기는 제 2 기간 동안 차압 센서로부터 데이터가 수신되지 않으면 차압 센서가 고장난 것으로 결정할 수 있다. 압력 센서가 고장 나거나 파손되면 제어기는 더 이상 환자의 심장 압력과 직접 관련된 데이터를 수신하지 못할 수 있다. 환자의 심장에 심장 펌프 시스템의 배치가 압력 신호에 의해 결정되는 시스템의 경우, 압력 센서의 고장 또는 파손은 심장 펌프 시스템이 환자의 심장 내부에 적절하게 배치되었는지 알 수 없음을 의미한다(예: 대동맥 판막을 가로 질러 좌심실로 확장). 따라서 차압을 직접 측정하는 것이 아니라 차압을 추정하고 추정된 값을 사용하여 심장 펌프 시스템의 배치를 결정한다.
일부 구현에서, 여기에 설명된 시스템, 방법 및 장치에서, 제 2 기간 동안 시변 차압의 추정치를 결정하는 단계는 제 3 데이터가 제 1 데이터와 제 2 데이터 간의 관계에서의 제 1 단계 또는 제 2 단계에 해당하는지 여부를 결정함으로써 추정 지점의 시계열을 결정하는 단계를 포함한다. 예를 들어, 제 1 단계는 단계 A이고 제 2 단계는 단계 B일 수 있다. 주어진 모터 전류 값에 대해, (예: 도 3에 도시된 바와 같이) 제 1 데이터와 제 2 데이터 사이의 관계에 의해 결정된 바와 같이, 두 개의 대응하는 차압 값이 있을 수 있다. 두 개의 해당 차압 값 중 하나는 단계 A에 해당하고 다른 하나는 단계 B에 해당한다.
모터 전류가 제 1 단계(예를 들어, 단계 A) 또는 제 2 단계(예를 들어, 단계 B)에 있는지는 이완기 기간을 검사하여 결정할 수 있다. 일부 구현에서, 본원에 설명된 시스템, 방법 및 장치는 추가 데이터 내에서(예를 들어, 위에서 설명된 제 2 기간 동안) 이완기 기간을 결정한다. 이완기 기간은 시작점에서 시작하여 종료점에서 끝난다. 시작점과 종료점 사이의 추가 데이터 기울기는 제 1 단계 또는 제 2 단계를 나타낸다. 기울기가 양수이면 추가 데이터가 제 1 단계에 해당한다. 기울기가 음수이면 추가 데이터가 제 2 단계에 해당한다. 따라서, 환자 심장의 이완기 기간을 검사함으로써, 여기에 설명된 시스템 및 방법은 주어진 모터 전류 값에 대해 두 가지 압력 값(단계 A 또는 단계 B) 중 어느 것이 올바른지 적절하게 결정할 수 있다.
일부 구현에서, 본 명세서에 설명된 시스템, 방법 및 장치는 시변 차압의 추정에 기초하여 심장 펌프 시스템과 관련된 유속, 위치 및 흡입 중 적어도 하나를 결정한다. 시변 차압, 모터 전류 및/또는 시변 차압 추정치가 표시될 수 있다. 예를 들어, 제어기는 시변 차압, 모터 전류 및 시변 차압 추정치를 동시에 표시할 수 있다. 일 예에서, 제어기는 모터 전류를 표시하고 동시에 시변 차압 또는 시변 차압 추정치 중 하나를 표시할 수 있다. 일 예에서, 사용자는 보고 싶은 신호를 선택할 수 있다. 유량, 위치 및 흡입과 같은 결정이 차압 측정 또는 추정을 기반으로하기 때문에, 주어진 시간 동안 차압 값을 알고 수정해야 한다. 심장 펌프 시스템의 차압 센서가 고장나고 압력에 대한 추정치가 결정되지 않으면 시스템의 유량, 위치 및 흡입도 실패한다. 차압 추정치를 제공함으로써, 여기에 설명된 시스템 및 방법은 센서 고장시에도 지속적인 유속, 위치 및 흡입 추정을 허용하여 임상의에게 환자 건강 및 심장 펌프 작동에 대한 보다 명확한 그림을 제공한다.
일부 구현에서, 본 명세서에 설명된 시스템, 방법 및 장치는 차압 센서 고장 및 추정된 시변 차압에 관한 제 1 및/또는 제 2 지표(indicator)를 제공한다. 제 1 지표는 차압 센서가 고장임을 나타낸다. 예에서, 제어기는 센서 데이터가 사용자 인터페이스에서 신뢰할 수 없다는 경고 지표를 표시할 수 있다. 제 2 지표는 제 2 기간 동안 시간에 따른 차압의 추정이 시뮬레이션 또는 추정되었음을 나타낸다. 일 예에서, 제어기는 차압 센서가 고장났다는 경보 경고와, 시변 차압의 추정치가 표시되고 이것이 추정치라는 경보 경고를, 동시에 표시할 수 있다. 지표는 시각적이거나 청각적일 수 있다.
일부 구현에서, 본 명세서에 설명된 시스템, 방법 및 장치는 제 2 기간 동안 시변 차압의 추정치와 시변 차압을 비교함으로써 시변 차압이 드리프트하는지 여부를 결정한다. 시변 차압을 시변 차압 추정치와 비교하여 제 2 기간 동안 시변 차압과 시변 차압 추정치 간의 차이가 계산된다. 예를 들어, 제어기는 시변 차압 및 시변 차압 추정치를 모두 표시할 수 있고, 제 2 기간 동안 복수의 시점에서 이들 두 신호 간의 차이를 계산할 수 있다. 차이는 차압 신호 임계 값과 비교된다. 차압 신호 임계 값은 10mmHg, 15mmHg, 20mmHg, 40mmHg, 60mmHg, 80mmHg 또는 임의의 적절한 양일 수 있다. 차이가 차압 신호 임계 값보다 크면 시변 차압이 드리프트된다. 예를 들어, 제 1 시점에서 시변 차압과 시변 차압 추정치 간의 차이는 2mmHg일 수 있다. 제 1 시점 이후 제 2 시점에서 차이는 5mmHg일 수 있다. 제 2 시점 이후 제 3 시점에서 차이는 27mmHg일 수 있다. 이 예에서 차압 신호 임계 값은 25mmHg일 수 있으며, 이 경우 제어기는 시변 차압이 제 3 시점에서 드리프트하는 것으로 판단한다. 차압 신호가 드리프트하는지 여부를 결정함으로써 여기에 설명된 시스템 및 방법은 센서의 올바른 작동에 대한 검사를 제공한다. 예를 들어 센서의 성능이 저하되면 압력 신호가 드리프트되어 임상의에게 잘못된 측정을 제공할 수 있다. 추정된 차압과 측정된 차압이 크게 다를 경우 임상의는 그러한 드리프트에 대해 통보받을 수 있으며, 이는 임상의가 압력 판독 값을 수정하거나 추가로 검사할 수 있는 기회를 제공한다.
일부 구현에서, 시변 차압이 드리프트하는 경우, 여기에 설명된 시스템, 방법 및 장치는 차압 센서가 재교정될 필요가 있음을 나타내는 통지를 표시한다. 통지는 시각적 또는 청각적일 수 있다. 예를 들어, 제어기는 시변 차압 신호가 신뢰할 수 없고 재교정이 필요하다는 경고 또는 경보를 사용자 인터페이스에 표시할 수 있다. 예에서, 제어기는 시변 차압 신호가 드리프트하고 있다는 경고 또는 경보를 사용자 인터페이스에 표시할 수 있다. 일부 구현에서, 시변 차압이 드리프트하면 차압 센서가 자동으로 재교정된다. 예에서 제어기는 차압 센서를 제로화하여 재교정할 수 있다. 재교정은 센서가 임상의 또는 제어기에게 정확한 데이터를 제공하도록하여 치료 효과를 높이는 데 도움이될 수 있다.
일부 구현에서, 본 명세서에 설명된 시스템, 방법 및 장치는 심장 펌프 시스템의 작동을 제 1 작동 레벨에서 제 2 작동 레벨로 변경한다. 심장 펌프 시스템의 작동을 제 2 레벨로 변경하는 것에 기초하여, 제 1 및 제 2 데이터 사이의 관계가 제 2 작동 레벨을 고려하도록 스케일링될 수 있다. 시변 차압의 추정은 관계의 스케일링을 기반으로할 수 있다. 일 예에서, 제 1 기간 동안 심장 펌프 시스템은 작동 레벨 P-8에서 작동할 수 있지만, 제 2 기간 동안 심장 펌프 시스템은 작동 레벨 P-9에서 작동할 수 있다. 제어부는 동작 레벨 P-8에 대한 제 1 데이터와 제 2 데이터 간의 관계를 결정할 수 있다. 제 2 기간 동안, 제어기는 하나의 값 또는 값 세트를 결정하기 위해 제 1 기간 동안 계산된 관계를 사용하여 시변 차압의 추정치를 계산한 다음, 그 값 또는 값 세트를 선형적으로 스케일링할 수 있다. 따라서 제 1 기간 동안 모터 전류 데이터 및 차압 신호 데이터를 수집하는 데 사용된 P 레벨이 제 2 기간 동안 추가 모터 전류 데이터를 수집하는 데 사용된 것과 다른 경우, 모터 전류와 차압 센서 데이터 간의 관계는 P 레벨의 변화를 설명하기 위해 조정될 수 있다.
도 1은 특정 구현에 따라 심혈관 파라미터를 추정하도록 구성된 예시적인 심장 펌프 시스템을 도시한다.
도 2는 특정 구현에 따라 환자에서 심장 펌프 시스템의 위치를 추정하기 위한 프로세스를 도시한다.
도 3은 특정 구현에 따라 다양한 성능 레벨에서 작동하는 심장 펌프 시스템에 대한 차압 신호 대 모터 전류의 플롯을 보여준다.
도 4는 특정 구현에 따른 일정 기간 동안의 모터 전류, 차압 신호 및 흐름의 플롯을 보여준다.
도 5는 특정 구현에 따른 심장 펌프 시스템에 대한 차압 신호 대 모터 전류의 플롯을 도시한다.
도 6은 특정 구현에 따른 제 1 단계에 대한 시간에 따른 모터 전류의 플롯을 도시한다.
도 7은 특정 구현에 따른 제 2 단계에 대한 시간에 따른 모터 전류의 플롯을 도시한다.
도 8은 특정 구현에 따른 제 1 및 제 2 단계에 대한 심장 펌프 시스템에 대한 차압 신호 대 모터 전류의 플롯을 도시한다.
도 9는 특정 구현에 따라 일정 기간 동안 제 1 단계 작동 동안 실제, 시뮬레이션 및 시뮬레이션된 제 1 단계 차압 신호의 플롯을 도시한다.
도 10은 특정 구현에 따라 일정 기간 동안 제 2 단계 작동 동안 실제, 시뮬레이션 및 시뮬레이션된 제 1 단계 차압 신호의 플롯을 도시한다.
도 11은 특정 구현에 따라 심장 펌프 시스템의 성능 레벨이 두 레벨 사이에서 변경될 때 심장 펌프 시스템에 대한 차압 신호, 모터 전류 및 분당 회전 수(RPM)의 플롯을 보여준다.
도 12는 특정 구현에 따라 일정 기간 동안 제 1 성능 레벨에서 차압 신호 및 모터 전류의 플롯을 도시한다.
도 13은 특정 구현에 따라 일정 기간 동안 제 2 성능 레벨에서 차압 신호 및 모터 전류의 플롯을 도시한다.
도 14는 특정 구현에 따른 시간에 따른 차압 신호 드리프트 및 모터 전류의 플롯을 도시한다.
도 15는 특정 구현에 따라 일정 기간 동안 차압 신호 드리프트 및 추정된 차압 신호의 플롯을 도시한다.
도 16은 특정 구현에 따른 평균 흐름 추정 오차의 히스토그램을 도시한다.
도 17은 특정 구현에 따른 최대 유량 추정 오차의 히스토그램을 도시한다. 과
도 18은 특정 구현에 따른 최소 유량 추정 오차의 히스토그램을 보여준다.
도 2는 특정 구현에 따라 환자에서 심장 펌프 시스템의 위치를 추정하기 위한 프로세스를 도시한다.
도 3은 특정 구현에 따라 다양한 성능 레벨에서 작동하는 심장 펌프 시스템에 대한 차압 신호 대 모터 전류의 플롯을 보여준다.
도 4는 특정 구현에 따른 일정 기간 동안의 모터 전류, 차압 신호 및 흐름의 플롯을 보여준다.
도 5는 특정 구현에 따른 심장 펌프 시스템에 대한 차압 신호 대 모터 전류의 플롯을 도시한다.
도 6은 특정 구현에 따른 제 1 단계에 대한 시간에 따른 모터 전류의 플롯을 도시한다.
도 7은 특정 구현에 따른 제 2 단계에 대한 시간에 따른 모터 전류의 플롯을 도시한다.
도 8은 특정 구현에 따른 제 1 및 제 2 단계에 대한 심장 펌프 시스템에 대한 차압 신호 대 모터 전류의 플롯을 도시한다.
도 9는 특정 구현에 따라 일정 기간 동안 제 1 단계 작동 동안 실제, 시뮬레이션 및 시뮬레이션된 제 1 단계 차압 신호의 플롯을 도시한다.
도 10은 특정 구현에 따라 일정 기간 동안 제 2 단계 작동 동안 실제, 시뮬레이션 및 시뮬레이션된 제 1 단계 차압 신호의 플롯을 도시한다.
도 11은 특정 구현에 따라 심장 펌프 시스템의 성능 레벨이 두 레벨 사이에서 변경될 때 심장 펌프 시스템에 대한 차압 신호, 모터 전류 및 분당 회전 수(RPM)의 플롯을 보여준다.
도 12는 특정 구현에 따라 일정 기간 동안 제 1 성능 레벨에서 차압 신호 및 모터 전류의 플롯을 도시한다.
도 13은 특정 구현에 따라 일정 기간 동안 제 2 성능 레벨에서 차압 신호 및 모터 전류의 플롯을 도시한다.
도 14는 특정 구현에 따른 시간에 따른 차압 신호 드리프트 및 모터 전류의 플롯을 도시한다.
도 15는 특정 구현에 따라 일정 기간 동안 차압 신호 드리프트 및 추정된 차압 신호의 플롯을 도시한다.
도 16은 특정 구현에 따른 평균 흐름 추정 오차의 히스토그램을 도시한다.
도 17은 특정 구현에 따른 최대 유량 추정 오차의 히스토그램을 도시한다. 과
도 18은 특정 구현에 따른 최소 유량 추정 오차의 히스토그램을 보여준다.
여기에 설명된 시스템, 방법 및 장치에 대한 전반적인 이해를 제공하기 위해, 특정 예시적인 양태가 설명될 것이다. 본 명세서에 설명된 양태 및 특징은 환자 심장 건강과 관련하여 사용하기 위해 구체적으로 설명되었지만, 아래에 설명된 모든 구성 요소 및 기타 특징은 임의의 적절한 방식으로 서로 결합될 수 있고 다른 유형의 의학적 치료 및 환자 건강에 적용될 수 있음을 이해할 것이다.
본 명세서에 설명된 시스템, 장치 및 방법은 심장 펌프 시스템의 과거 모터 전류와 데이터 및 차압 데이터 간의 관계를 사용하여 모터 전류 데이터로부터 시변 차압의 추정치를 결정한다. 차압 신호는 시간 경과에 따른 압력을 나타내며, 표시된 측정 값은 펌프 작동 동안 혈관 내 펌프(가령, 도 1의 심장 펌프(100))상의 압력 센서로부터 유도될 수 있다. 예를 들어, 센서는 전기 신호(차압 신호라고도 함)를 감지할 수 있으며, 이는 펌프 외부 압력과 펌프 내부 압력 사이의 차이에 비례하며 심장 펌프 시스템에 의해 표시될 수 있다.
임상의는 차압 신호를 사용하여 측정된 압력을 모니터링하여 펌프가 심장 내에서 정확한 위치에 있는 시기를 결정함으로써 심장 내 펌프의 위치를 결정할 수 있다. 심장 펌프가 대동맥 판막을 가로 질러 올바른 위치에 배치되면 센서의 상단(외부 표면)이 대동맥 압력에 노출되고 센서의 하단(내부 표면)이 심실 압력에 노출된다. 심장 펌프 시스템은, 펌프로의 혈액 입구가 좌심실 내에 있고 펌프의 출구가 대동맥 내에 있도록, 심장 펌프의 캐뉼라가 대동맥 판막을 가로 질러 놓일 때 적절하게 배치된 것으로 간주될 수 있다. 심장 펌프 시스템이 심장 내에 적절하게 배치되면 심장주기와 관련된 압력 변화로 인해 박동성 차압 신호가 발생한다. 이완기 동안 대동맥과 좌심실 사이의 큰 압력 차이는 큰 차압 신호를 생성한다. 수축기 절정에서 대동맥 판막이 열리면 대동맥과 좌심실 사이의 압력 차이(따라서 차압 신호)가 0이다. 따라서 심장주기와 관련된 지속적인 압력 변화는 올바르게 배치되었을 때 박동 파형을 생성한다. 심장 펌프 시스템이 대동맥 판막에 제대로 배치되지 않았을 때 또는 완전히 대동맥 내에 있거나 완전히 심실 내에 있을 때 캐뉼라의 외부 및 내부 압력은 심장주기 전체에 걸쳐 동일하다. 결과적으로 센서 멤브레인의 양쪽 압력이 동일하여 평탄한 차압 신호가 생성된다. 예를 들어, 올바르게 배치된 경우, 차압 신호는 주기적으로 변할 수 있고 및/또는 60mmHg, 40mmHg 또는 다른 일반적으로 높은 값의 피크 대 최저 값을 가질 수 있다. 잘못 배치된 경우 차압 신호의 피크 대 최저 값이 0mmHg, 2mmHg 또는 일반적으로 낮은 값일 수 있다.
모터 전류 신호는 시간에 따른 심장 펌프 시스템에서 모터에 의해 유도된 전류의 측정을 표시한다. 심장 펌프 시스템(예를 들어, 심장 펌프 시스템(100))은 특정 성능 레벨에서 일정한 심장 펌프 모터 속도를 제공하도록 설계될 수 있다. 많은 의료 상황에서 바람직한 일정한 회전자 속도를 일정하게 유지하기 위해 심장 펌프 시스템의 모터(예를 들어, 도 1의 모터 하우징(102)에 포함됨)를 작동하려면, 모터 상의 부하가 심장의 심장 주기의 여러 단계 동안 변하기 때문에, 모터에 가변 양의 전류를 공급해야하는 것이 일반적이다. 따라서 환자 심장의 차압이 변하면 모터 전류도 변하여 회전자 속도를 일정하게 유지한다. 예를 들어, 대동맥으로의 혈액 유속이 증가하면(예: 수축기 동안), 모터를 작동하는 데 필요한 전류가 증가한다. 따라서 모터 전류의 이러한 변화는 다음 도면들과 관련하여 더 논의될 심장 기능을 특성화하는 데 사용할 수 있다. 모터 전류 신호는 펌프 내부 또는 프로세서 또는 제어기 자체 내부의 펌프 모터에 있는 센서의 측정 값에서 파생될 수 있다. 주어진 시간에 차압을 알 수 없더라도 그 시점의 회전자 속도를 알 수 있고 모터 전류를 조정하여 회전자 속도를 안정적으로 유지한다. 여기에 설명된 시스템 및 방법은 제 1 기간 동안 특정 심장 펌프 시스템에 대한 과거 모터 전류와 차압 신호 데이터 사이의 관계를 구축한 다음, 이 관계를 사용하여 제 2 기간 동안 새로 수신된 모터 전류 데이터로부터 차압 신호 추정치를 결정한다. 모터 전류/차압 신호 관계는 특정 심장 펌프 시스템에 대해 결정되며, 특정 심장 펌프 시스템의 특성을 나타낸다.
모터 전류와 차압 신호 사이의 관계가 결정되면, 모터 전류가 차압 신호의 추정치를 결정하는 데 사용된다. 그러나 주어진 모터 전류 값에 대해 두 가지 가능한 해당 차압 신호 값 - 제 1 단계(여기서는 "단계 A"라고도 함) 값과 제 2 단계(여기서는 "단계 B"라고도 함) 값 - 이 있을 수 있다. 본 명세서에 설명된 시스템 및 방법은 심장 펌프 시스템이 단계 A 또는 단계 B에 있는지 여부를 결정할 수 있고, 이에 따라 차압 신호의 추정치를 결정할 수 있으며, 이에 따라 아래에서 더 설명될 것이다.
시변 차압의 추정은 모터 전류 및 관계를 사용하여 결정될 수 있기 때문에, 여기에 설명된 시스템 및 방법은 차압 센서가 고장 나고 측정된 차압 신호 데이터를 사용할 수 없거나 드리프트로 인해 신뢰할 수 없는 경우(도 14-15와 관련하여 아래에 설명된 바와 같이) 특히 유용할 수 있다. 일부 양태에서, 시변 차압의 추정은 차압 센서가 실패한 것을 결정하는 것에 응답하여 결정될 수 있다. 일부 양태에서, 차압 센서가 고장 나면 심장 펌프 시스템이 경보를 울릴 수 있다. 일부 양태들에서, 차압 센서의 고장 여부에 관계없이 차압의 추정치가 결정될 수 있다. 측정된 차압 신호를 추정된 차압 신호와 비교함으로써, 여기에 설명된 시스템 및 방법은 또한 측정된 차압 신호가 드리프트되고 재교정될 필요가 있음을 결정하는 데 사용될 수 있다.
심장 펌프 시스템은 환자의 심장 내에 적어도 부분적으로 삽입된다. 본 개시 내용과 호환되는 심장 펌프 시스템은 미국 특허 출원 공보 제2018-0078159-A1호에 개시되어 있으며, 그 내용은 그 전체가 본원에 참조로 포함된다. 일반적으로, 임의의 다른 심장 펌프 시스템 또는 환자로부터 생리 학적 데이터를 얻기 위한 시스템이 본 개시 내용과 함께 사용될 수 있다. 예를 들어, 차압 신호 및 모터 전류 데이터는 AIC(Automated Impella Controller)와 같은 심장 펌프 시스템에 연결되어 있거나 그 일부인 인터페이스에 표시될 수 있다. 원시 특징은 심장 펌프 시스템 신호에서 추출할 수 있다. 심장 펌프 시스템에는 심장 펌프 시스템에 대한 실시간 작동 데이터를 표시하는 배치 화면(placement screen)과 같은 디스플레이가 있을 수 있다. 이러한 배치 화면은 화면의 중앙 디스플레이 영역에 각 파형에 대한 최대/최소 및 평균 값뿐만 아니라 차압 신호 및 모터 전류 파형을 표시할 수 있다.
일부 구현에서, 여기에 설명된 시스템 및 방법은 IMPELLA® 장치 제품군(Abiomed, Inc., Danvers MA)의 Impella 5.0 장치에 관련될 수 있다.
도 1은 특정 구현에 따라 환자의 혈관에 삽입되어 심혈관 파라미터를 추정하도록 구성된 예시적인 심장 펌프 시스템을 도시한다. 심장 펌프 시스템(100)은 심장 내부, 부분적으로 심장 내부, 심장 외부, 부분적으로 심장 외부, 부분적으로 혈관 시스템 외부, 또는 환자의 혈관 시스템의 임의의 다른 적절한 위치에서 작동할 수 있다. 심장 펌프 시스템은 캐뉼라(173)가 대동맥 판막을 가로 질러 배치되어 펌프로의 혈액 입구(예: 혈액 입구(172))가 좌심실 내에 있고 펌프로부터의 출구(예: 출구 개구부(170))가 대동맥 내에 있을 때 "정 위치에 있는" 것으로 간주될 수 있다. 심장 펌프 시스템(100)은 심장 펌프(106) 및 제어 시스템(104)을 포함한다. 제어 시스템(104)의 전부 또는 일부는 심장 펌프(106)로부터 분리/원격위치된 제어기 유닛에 있을 수 있다. 일부 구현에서, 제어 시스템(104)은 심장 펌프(106)의 내부에 있다. 제어 시스템(104) 및 심장 펌프(106)는 축척에 맞게 도시되지 않았다. 펌프 시스템(100)은 기다란 카테터 본체(105), 모터 하우징(102), 및 펌프 요소가 형성되는 구동 샤프트를 포함한다. 펌프(100)는 펌프 하우징(134), 및 모터 하우징(102)의 원위 단부(111)에서 캐뉼라(173)에 결합된 모터 하우징(102)을 포함한다. 구동축의 임펠러 블레이드는 펌프 하우징(134) 내에서 회전하여, 흡입 헤드(174)에서 캐뉼라(173)로 혈액을 유도한다. 흡입 헤드(174)는 캐뉼라(173)의 원위 단부(171)에서 혈액 입구(172)를 제공한다. 혈액의 흐름(109)은 제 1 방향(108)으로 캐뉼라(173)를 통과하고, 캐뉼라의 하나 이상의 출구 개구(170)에서 캐뉼라(173)를 빠져 나간다.
펌프 하우징(134) 내의 구동 샤프트의 회전은 또한 베어링 갭 내의 펌프 요소를 회전시킬 수 있다. 혈액 적합성 유체는 모터 하우징(102)을 통해 긴 카테터(105)를 통해 유체가 펌프 요소의 회전에 의해 가압되는 캐뉼라(173)의 근위 단부로 전달될 수 있다. 혈액 적합성 유체의 흐름은 펌프의 베어링 갭을 통해 제 2 방향(122)을 갖는다. 베어링 갭을 빠져 나간 후, 혈액 적합성 유체는 흐름 방향(123)을 따라 혈액 흐름에 동반되어 혈액과 함께 대동맥으로 흐를 수 있다.
심장 펌프(100)는 외피(175)를 통해 환자의 혈관에 삽입된다. 펌프 하우징(134)은 회전자 및 내부 베어링을 둘러싸고, 환자의 혈관에 경피적 삽입을 위한 크기일 수 있다. 일부 구현에서, 펌프는 혈관계를 통해 대동맥 궁(164)을 통해 전진될 수 있다. 펌프가 좌심실에 표시되어 있지만, 대안으로서, 펌프는 혈액을 환자의 하대 정맥 또는 우심방에서 우심실을 통해 폐동맥으로 펌핑되도록 우 심장에 배치 될 수 있다.
심장 펌프(100)를 심장의 혈관 또는 챔버에 최적으로 위치시키기 위해, 가요성 돌출부(176)가, 흡입 헤드(174)에 대해 원위인, 캐뉼라(173)의 원위 단부(171)에 포함될 수도 있다. 가요성 돌출부(176)는 흡입 헤드(174)가 흡입으로 인해 달라 붙을 수 있는 용기의 벽에 접근하는 것을 방지할 수 있다. 가요성 돌출부(176)는 가요성 돌출부(176)가 비흡입성일 수 있기 때문에 펌프(100)를 기계적으로 연장할 수 있지만 유압적으로 연장할 수는 없다. 일부 구현에서, 가요성 돌출부는 피그테일(pigtail)로 형성될 수 있다. 일부 양태에서, 펌프는 가요성 돌출부를 포함할 필요가 없다.
기다란 카테터(105)는 유체 공급 라인을 포함할 수 있는 연결부(126)를 수용하고, 또한 전기 연결 케이블을 수용할 수 있다. 연결부(126)는 제어 시스템(104) 내에 포함될 수 있는 유체 저장소로부터 펌프로 혈액 적합성 유체를 공급할 수 있다.
제어 시스템(104)은 예를 들어 모터에 대한 전력을 제어하거나 모터 속도를 제어하는 것을 포함하여 펌프(106)를 제어하는 제어기(182)를 포함하며, 또한 심장 파라미터 추정기(116)를 포함할 수 있다. 일부 구현에서, 제어 시스템(104)은 차압 신호 및 모터 전류와 같은 측정 값을 표시하기 위한 디스플레이 스크린을 포함한다. 제어 시스템(104)은 라인 내의 공기를 나타내는 전류 강하, 차압 신호 변화, 유동 위치, 흡입 또는 임의의 다른 적절한 측정치에 대한 모터 전류를 모니터링하기 위한 회로를 포함할 수 있다. 제어 시스템(104)은 센서 고장, 연결부(126)의 연결 해제 또는 단선, 또는 환자 건강에 대한 갑작스런 변화를 작업자에게 경고하는 경고음, 조명 또는 지표를 포함할 수 있다.
제어 시스템(104)은 전류 센서(미도시)를 포함할 수 있다. 제어기(182)는 가령, 하나 이상의 전선을 통해, 연결부(126)에 의해 모터(108)에 전류를 공급한다. 연결부(126)를 통해 모터(108)에 공급되는 전류는 전류 센서에 의해 측정된다. 기계식 펌프의 모터가 경험하는 부하는 압력 헤드 또는 대동맥과 좌심실 압력의 차이이다. 심장 펌프(106)는 주어진 압력 헤드에 대한 정상 상태 작동 동안 공칭 부하를 경험하고, 이 공칭 부하로부터의 변화는 예를 들어 좌심실 수축의 역학과 같은 외부 부하 조건의 변화의 결과이다. 동적 부하 조건을 변경하면 펌프 회전자를 일정하거나 실질적으로 일정한 속도로 작동하는 데 필요한 모터 전류가 변경된다. 모터는 회전자를 설정 속도로 유지하는 데 필요한 속도로 작동할 수 있다. 그 결과, 아래에서 추가로 설명하는 바와 같이, 회전자 속도를 유지하기 위해 모터가 끌어온 모터 전류를 모니터링하고 이를 이용하여 기본 심장 상태를 이해할 수 있다. 심장 상태는 압력 센서(112)를 사용하여 심장주기 동안 압력 헤드를 동시에 모니터링함으로써 훨씬 더 정확하게 정량화되고 이해될 수 있다. 심장 파라미터 추정기(185)는 압력 센서(112)로부터의 압력 신호뿐만 아니라 전류 센서로부터의 전류 신호를 수신한다. 심장 파라미터 추정기(185)는 심장의 기능을 특성화하기 위해 이러한 전류 및 압력 신호를 사용한다. 심장 파라미터 추정기(185)는 압력 및 전류 신호에 기초하여 심장의 기능을 특성화하기 위한 추가 정보를 얻기 위해 저장된 룩업 테이블에 액세스할 수 있다. 예를 들어, 심장 파라미터 추정기(185)는 압력 센서(112)로부터 대동맥 압력을 수신할 수 있고, 룩업 테이블을 사용하여 대동맥 압력을 사용하여 델타 압력을 결정할 수 있다.
압력 센서는 캐뉼라(172)에 통합된 가요성 막이다. 전술한 바와 같이 센서의 한쪽은 캐뉼라 외부의 혈압에 노출되고 다른 쪽은 캐뉼라 내부의 혈압에 노출된다. 센서는 캐뉼라 외부 압력과 내부 압력 간의 차이에 비례하는 전기 신호(차압 신호)를 생성하며, 이는 심장 펌프 시스템에 표시될 수 있다. 심장 펌프 시스템이 대동맥 판막을 가로 질러 올바른 위치에 배치되면, 센서의 상단(외부 표면)이 대동맥 압력에 노출되고, 센서의 하단(내부 표면)이 심실 압력에 노출된다. 따라서 차압 신호는 대 동맥압과 심실 압의 차이와 거의 같다.
도 2는 특정 구현에 따라 모터 전류에 기초하여 시변 차압의 추정치를 결정하기 위한 프로세스(200)를 도시한다. 프로세스(200)는 도 1에 설명된 것과 같은 임의의 적절한 심장 펌프 시스템을 사용하여 수행될 수 있다. 단계 210에서, 제 1 기간 동안 시변 모터 전류를 나타내는 제 1 데이터가 수신된다. 제 1 데이터(모터 전류 데이터라고도 함)는 모터 전류 신호의 일부일 수 있다. 모터 전류 데이터는 위에서 설명한 것처럼 심장 펌프 시스템의 모터에 전달되는 전류를 설명한다. 예를 들어, 모터는 회전자의 일정한 또는 실질적으로 일정한 회전자 속도를 유지하는데 필요한 회전 속도로 작동될 수 있다. 전류는 전류 센서(예를 들어,도 1과 관련하여 설명된 전류 센서)를 사용하거나 임의의 다른 적절한 수단에 의해 측정될 수 있다. 단계(212)에서, 제 1 시간 동안 시변 차압을 나타내는 제 2 데이터가 수신된다. 제 2 데이터(차압 신호 데이터라고도 함)는 차압 신호의 일부일 수 있다. 일부 구현에서, 차압 신호 데이터는 차압 센서(예를 들어, 압력 센서(112))에 의해 측정된 압력의 변화를 설명한다. 차압 센서는 광학 압력 센서, 전기 압력 센서, MEMS 센서 또는 임의의 다른 적절한 압력 센서일 수 있다. 임상의는 차압 신호를 사용하여 환자의 대동맥 판막과 관련된 심장 펌프의 위치를 모니터링할 수 있다. 차압 신호 및 모터 전류 신호는 임상의 또는 심장 펌프 시스템의 다른 작동자에게 표시될 수 있다. 일부 양태에서, 제 1 데이터 및 제 2 데이터는 제 1 기간 동안 환자의 심장 내에 적어도 부분적으로 위치할 수 있는 심장 펌프 시스템으로부터 수신되거나 획득된다.
심장 펌프 시스템에 대한 차압과 모터 전류 사이의 관계가 결정된다. 관계는 전술한 바와 같이 단계 210 및 212에서 수신된 모터 전류 데이터 및 차압 신호 데이터를 포함할 수 있는 트레이닝 데이터를 사용하여 결정된다. 일부 양태에서, 모터 전류 데이터 및 차압 신호 데이터는 심장 펌프 시스템이 단일 P-레벨에서 작동하는 동안 획득된다. P-레벨은 심장 펌프 시스템의 성능 레벨이며, 시스템의 흐름 제어와 관련되어 모터 속도를 나타낸다. P-레벨이 증가하면 심장 펌프 시스템과 관련된 유속, 모터 전류 및 분당 회전수가 증가한다. 예를 들어, 모터 전류 데이터 및 차압 신호 데이터는 각각 동일한 40 초 기간에 해당하는 1000 개의 샘플 포인트(실시간 데이터 수집 빈도는 25Hz)로 구성될 수 있고, 그 동안 심장 펌프 시스템은 P-레벨 P-8로 동작하고 있었다.
여기에 설명된 시스템 및 방법은 트레이닝 데이터를 표현하는 모델을 계산할 수 있다. 일부 양태에서, 여기에 설명된 시스템 및 방법은 모터 전류 데이터 값에 대해 차압 신호 데이터 값을 플로팅하고/하거나 결과 곡선의 다중 선형 회귀를 결정함으로써, 모터 전류와 차압 신호 사이의 대표적인 관계를 계산한다. 이 곡선 및 관련 다중 선형 회귀는 모터 전류 데이터와 차압 신호 데이터가 수집된 심장 펌프 시스템에 대한 모터 전류와 차압 신호 간의 관계를 나타낸다. 이 곡선 및 관련 다중 선형 회귀는 제 1 데이터 및 제 2 데이터(각각 모터 전류 및 차압과 관련)가 획득된 특정 심장 펌프 시스템의 작동 특성을 나타낼 수 있다. 예를 들어, 이러한 작동 특성에는 최소 및 최대 차압, 최소 및 최대 모터 전류, 주어진 성능 레벨에서 작동의 제 1 단계와 제 2 단계 사이의 변곡점이 포함될 수 있다.
선택적인 단계 216에서, 여기에 설명된 시스템 및 방법은 압력 센서가 고장 났다고 결정한다. 일부 양태에서, 시스템 및 방법은 시스템이 더 이상 차압 신호 데이터를 수신하지 않거나 제 2 기간 동안 차압 센서로부터 데이터가 수신되지 않을 때 압력 센서가 고장난 것으로 결정할 수 있다. 일부 양태에서, 본 명세서에 설명된 시스템 및 방법은 도 14 내지 도 15와 관련하여 아래에서 더 상세히 설명되는 바와 같이 압력 센서가 재교정될 필요가 있음을 결정할 수 있다. 압력 센서를 재교정해야 한다고 결정한 후, 단계 220에서 아래에 설명된 것과 같은 차압 신호의 추정치는 측정된 차압 신호가 아닌, 흡입, 유량 및 위치와 같은 추가 계산에 의존할 수 있다.
단계 218에서, 제 1 기간보다 늦은 제 2 기간 동안 시변 모터 전류를 나타내는 제 3 데이터가 수신된다. 제 3 데이터(이하 추가 모터 전류 데이터라고 함)는 210 단계의 모터 전류 데이터와 관련하여 전술한 바와 같은 동일한 심장 펌프 시스템의 동일한 센서에 의해 측정된다. 추가 모터 전류 데이터는 단계 210에서 수신된 모터 전류 데이터로 표시된 후의 시간을 나타낼 수 있다. 일부 양태에서, 추가 모터 전류 데이터는 단계 210의 모터 전류 데이터와 다른 P 레벨에서 획득되었을 수 있다. 예를 들어, 추가 모터 데이터는 심장 펌프 시스템이 P-레벨 P-6에서 작동하는 동안의 2 초의 기간을 나타낼 수 있다.
단계 220에서, 앞서 설명된 제 1 데이터(모터 전류 데이터)와 제 2 데이터(차압 신호 데이터) 사이의 관계와 제 3 데이터로부터 제 2 기간 동안의 시변 차압의 추정치가 결정된다. 모터 전류 데이터 및 차압 신호 데이터 수집에 사용된 P 레벨이 추가 모터 전류 데이터 수집에 사용된 것과 다른 경우, 도 4와 관련하여 아래 설명된 대로 P 레벨의 변화를 고려하여 관계를 조정해야 한다. 일단 관계가 스케일링되면, 여기에 설명된 시스템 및 방법은 추가 모터 전류 데이터에 대해, 심장 펌프 시스템이 도 3과 관련하여 아래에서 설명되는 바와 같이 "단계 A" 또는 "단계 B"에 있는지 여부를 결정한다. 단계 결정은 심장주기의 이완기 시작 및 종료 단계 동안의 모터 전류 값에 따라 달라지며, 이는 환자의 압력과 P-레벨에 따라 달라진다. 그런 다음 각 추가 모터 전류 데이터 값이 해당 단계 A 또는 단계 B 차압 신호 값에 매핑된다. 일부 구현에서, 이 시뮬레이션은 거의 실시간으로 발생하며, 심장 펌프 시스템의 운영자에게 표시될 수 있다. 압력 센서가 고장난 경우 측정된 차압 신호 대신 추정 차압 신호가 표시될 수 있으므로, 임상의는 압력 센서 고장에도 불구하고 차압 신호 데이터를 볼 수 있다. 일부 양태에서, 심장 펌프 시스템은 차압 센서가 고장 났거나 신뢰할 수 없음을 나타내는 통지를 표시할 수 있다. 일부 양태들에서, 심장 펌프 시스템은 시변 차압의 추정치가 시뮬레이션되고/되거나 심장 펌프 시스템이 측정된 차압 신호가 아니라 차압 신호의 추정치를 디스플레이하고 있음을 나타내는 알림을 디스플레이할 수 있다.
정확한 차압 신호는 환자 내에서 심장 펌프 시스템을 적절하게 배치하는 것뿐만 아니라 흐름, 위치, 흡입, 드리프트 및 심장 출력(흐름에서 계산할 수 있음)과 같은 추가 메트릭을 결정하는 데에도 사용할 수 있다. 흐름은 심장 펌프 시스템에서 펌프를 통과하는 혈액의 유속이다. 흐름은 환자의 심장 박출량을 계산하는 데 사용할 수 있으며 심장 펌프가 심장에 제공하는 기계적 지원의 척도를 제공한다. 건강한 심장을 통한 혈류량은 평균 약 5 리터/분이며 심장 펌프 시스템을 통한 혈류량은 비슷하거나 다를 수 있다. 흡입은 심장 펌프 시스템에 사용할 수 있는 혈액량이 부적절하거나 제한될 때 발생한다. 흡입은 심장 펌프 시스템이 제공할 수 있는 지원의 양을 제한하고 예를 들어 펌프의 입구 영역이 환자 조직에 박혀있는 경우 심장 펌프가 막혔음을 나타낼 수 있으므로, 모니터링하는 데 매우 중요하다. 위치는 환자의 심장 내에서 심장 펌프의 실제 위치이며, 이는 심장 펌프 시스템의 적절한 작동에 중요하다. 드리프트는 측정된 차압 신호가 예상되거나 일관된 값에서 위아래로 드리프트되는 경우이다. 차압 신호가 드리프트하기 시작하면 압력 센서를 재교정해야할 수 있다. 일부 구현에서, 시스템은 압력 센서가 재교정될 필요가 있음을 결정할 수 있고, 시스템은 그에 따라 재교정하라는 경고 또는 신호를 사용자에게 표시하거나 센서를 자동으로 재교정할 수 있다.
위에서 언급한 바와 같이, 차압 신호는 심장 펌프 시스템이 환자의 심장에 적절하게 위치하는지 여부를 결정하는 데 사용될 수 있다. 심장 펌프 시스템이 대동맥 판막에 올바르게 배치되면 심장주기와 관련된 압력의 변화로 인해 박동성 차압 신호가 발생한다. 심장 펌프 시스템이 대동맥 판막을 가로 질러 제대로 배치되지 않거나 대동맥에 완전히 있거나 심실에 완전히 있을 때, 캐뉼라의 외부 및 내부 압력은 심장주기 전체에 걸쳐 동일하다. 결과적으로 센서 멤브레인 양쪽의 압력이 동일하여 평탄한 차압 신호가 생성된다. 그러나 차압 신호를 신뢰할 수 없는 경우 임상의가 시스템이 올바르게 배치되었는지 확인하기 어려울 수 있으며, 이 경우 추정 차압 신호가 매우 유용하다.
심장 펌프 시스템은 흡입을 유발하지 않고 가능한 최대 유량을 달성하도록 작동될 수 있다. 잘못된 위치 또는 흡입으로 인해 유량이 달라질 수 있다. 심장 펌프에 사용할 수 있는 혈액량이 부적절하거나 제한된 경우 심장 펌프 시스템이 흡입 경보를 트리거할 수 있다. 흡입은 심장 펌프 시스템이 환자에게 제공할 수 있는 지원의 양을 제한하여, 동맥압과 심장 출력을 감소시키고, 혈액 세포를 손상시켜 용혈을 일으킬 수 있으며, 우 심부전의 지표가 될 수도 있다. 따라서 심장 펌프 시스템 작동 중 흡입을 모니터링하는 것이 중요하다.
도 3-18은 본 개시의 다양한 구현 및 예시적인 결과를 더 예시한다. 도 3은 다른 성능 레벨에서 특정 심장 펌프에 대한 차압과 모터 전류 간의 관계의 예를 보여준다. 도 3에 도시된 곡선은 단계 210 및 212와 관련하여 위에서 설명한 것과 같은 모터 전류 및 차압 신호 데이터를 사용하여 계산되었다. 도 4는 단계 210 및 212와 관련하여 위에서 설명된 트레이닝 데이터의 예를 도시한다. 도 5는 제 1 단계에서만 작동하는, 단일 성능 레벨에서 특정 심장 펌프에 대한 차압과 모터 전류 간의 관계의 예를 보여준다. 도 6은 제 1 단계에서 작동하는 동안 상기 단계 210과 관련하여 설명된 것과 같은 모터 전류 데이터의 예를 도시한다. 도 7은 제 2 단계에서 작동하는 동안, 상기 단계 210과 관련하여 설명된 것과 같은 모터 전류 데이터의 예를 도시한다. 도 8은 제 1 단계와 제 2 단계 모두에 대해 단일 성능 레벨에서 특정 심장 펌프에 대한 차압과 모터 전류 간의 관계의 예를 보여준다. 도 8에 도시된 곡선은 도 3에 도시된 다중 곡선 중 하나의 예일 수 있다. 도 9-10은 단계 218 및 220과 관련하여 각각 위에서 설명한 것과 같은 측정된 차압 신호 데이터 및 차압 신호의 추정치를 보여준다. 도 11은 측정된 차압 신호, 차압 신호의 추정치(단계 220에서 설명된 것과 같은), 모터 전류(단계 218에서 설명된 것과 같은), 및 심장 펌프 모터의 회전자의 분당 회전수(도 1과 관련하여 앞서 설명된 것과 같은 것)를 보여준다. 도 12-13은 측정된 차압 신호, 차압 신호의 추정치(단계 220에서 설명한 것과 같은) 및 모터 전류(단계 218에서 설명한 것과 같은) - 제 1 P-레벨에서의 트레이닝과, 제 1 및 제 2 P-레벨에서의 테스트로부터 나타남 - 를 보여준다. 도 14-15는 모터 전류 데이터(단계 210 또는 단계 218에서의 것과 같은) 및 차압 신호의 추정치(단계 220에서의 것과 같은)과 비교하여 측정 차압 신호의 드리프트를 도시한다. 아래에서 도 14-15와 관련하여 더 설명되는 바와 같이. 추정된 차압 신호는 차압 신호가 드리프트되는지 또는 드리프트되었는지 여부와 센서를 재교정해야하는지 여부를 결정하는 데 사용될 수도 있다. 도 16-18은 측정된 차압 신호를 사용하여 계산된 유속과 비교할 때 추정된 차압 신호(단계 220에서와 같은)를 사용하여 계산된 유속 추정의 효능 결과를 보여준다.
도 3은 특정 구현에 따라 9 개의 상이한 성능 레벨에서 작동하는 심장 펌프 시스템에 대한 차압 신호 대 모터 전류의 플롯(300)을 도시한다. 플롯(300)의 y축은 mmHg 단위의 차압 신호를 나타내고 x축은 mA 단위의 모터 전류를 나타낸다. P-1부터 P-9까지의 각 곡선은 서로 다른 성능 레벨 또는 P-레벨에서 작동하는 동일한 심장 펌프 시스템에 대한 대표 곡선을 나타내며(예: 곡선 P-1은 작동 성능 레벨 P-1에 해당), 이는 심장 펌프 시스템의 흐름 제어에 관련된다. P 레벨이 높으면 심장 펌프 시스템과 관련된 유속 및 분당 회전 수가 높다.
도 3에 도시된 바와 같이, 심장 펌프 시스템의 차압과 모터 전류 사이의 관계는 성능 레벨에 따라 조정(scale)된다. 따라서 주어진 심장 펌프 시스템에 대한 차압과 모터 전류 사이의 관계가 제 1 P-레벨(예: P-8)에서 결정되면, 심장 펌프 시스템에 대한 차압과 모터 전류 사이의 관계는 제 2 P 레벨(예: P-6)에서 심장 펌프 시스템에 대한 차압과 모터 전류 간의 관계를 결정하도록 조정될 수 있다. 예를 들어, 도 3에 도시된 경우, 차압 신호 및 모터 전류 데이터는 심장 펌프 시스템에 대해 P-8에서 수집되었다. 이 데이터는 부분적으로 포인트 310, 312, 314, 316, 318로 표시된다. 파선 302, 304, 308은 차압과 모터 전류 사이의 관계의 선형 스케일링을 나타낸다. 특히, 라인(302)은 P-레벨들 사이의 최대 차압 신호의 선형 스케일링을 나타낸다. P 레벨이 증가하면 최대 차압 신호가 증가한다. 라인(304)은 P-레벨들 사이의 차압과 모터 전류 사이의 관계의 변곡점의 선형 스케일링을 나타낸다. P-레벨이 증가하면 변곡점이 선형적으로 증가한다. 라인(308)은 P 레벨들 사이의 최소 차압 신호의 선형 스케일링을 나타낸다. P 레벨이 증가하면 최소 차압 신호가 감소한다. 예를 들어, P-8에서 최대 차압 신호, 최소 차압 신호 및 변곡점을 결정하여, P-1 내지 P-7 및 P-9에 대해 최대 차압 신호, 최소 차압 신호 및 변곡점을 계산할 수 있다. 일부 구현에서, P-레벨 간의 스케일링은 스케일링 인자를 사용하여 달성될 수 있다. 스케일링 인자(scaling factor)를 결정하기 위해 일련의 N개의 심장 펌프 시스템에 대한 모든 P-레벨에서 최대, 최소 및 변곡점을 발견한다. 모든 N개의 심장 펌프 시스템은 유사한 조건에서 작동하는 동일한 종류의 심장 펌프 시스템이다. 모든 N 개의 심장 펌프 시스템 데이터에 대한 모든 P-레벨의 최대, 최소 및 변곡점에 대해 선형 적합도(linear fits)가 계산된다. 그런 다음 이러한 선형 적합도를 사용하여 N개의 심장 펌프 시스템의 최대, 최소 및 변곡점에 대한 스케일링 인자를 결정한다. N개의 펌프에 대한 세 가지 스케일링 인자는 매우 유사하며 평균을 내어, 해당 펌프 유형의 모든 펌프에 대해 하나의 일반 스케일링 인자를 결정할 수 있다.
곡선 P-1부터 P-9까지의 각 곡선에서 볼 수 있듯이, 주어진 모터 전류 값에 대해, 단일 성능 레벨 곡선에 대해서도 여러 개의 해당 차압 신호 값이 있을 수 있다. 단일 모터 전류 값에 해당하는 차압 신호 값은 "단계 A" 또는 "단계 B"로 분류된다. 변곡점 라인(304) 위에 있는 P-1 내지 P-9의 플롯된 값은 단계 B 값으로 분류된다. 변곡점 라인(304) 아래에 있는 P-1 내지 P-9의 플롯된 값은 단계 A 값으로 분류된다. 예를 들어, 포인트 310, 312, 314, 316, 318은 P-레벨 P-8의 단계 A 값이다. 상기 설명된 바와 같이, 시변 차압의 추정치를 결정할 때, 여기에 설명된 시스템 및 방법은 모터 전류 신호가 단계 A 또는 단계 B에 있는지를 결정하고, 그에 따라 차압 신호 값의 대응 추정치를 결정한다. 예를 들어, P 레벨 P-8에서 작동하는 동안 측정된 모터 전류가 600mA 인 경우, 측정된 모터 전류가 단계 A에 있을 때 대응하는 차압 신호 값은 42 mmHg일 것이고, 측정 모터 전류가 단계 B에 있을 때는 110 mmHg일 것이다. 측정된 모터 전류 값으로부터 단계 A와 단계 B를 구별하는 방법은 도 6-7과 관련하여 아래에서 설명될 것이다.
도 4는 특정 구현에 따라 시간에 따른 모터 전류, 차압 신호 및 흐름의 플롯을 보여준다. 플롯 410의 y 축은 밀리암페어(mA)로 측정된 모터 전류를 나타내고, 플롯 420의 y 축은 수은(mmHg)으로 측정된 차압 신호를 나타내고, 플롯 430의 y 축은 분당 리터(L/m)로 유량을 나타낸다. 플롯(410, 420, 430)은 플롯의 각각의 x- 축을 따라 샘플에서 측정된 동일한 기간을 나타낸다. 플롯은 다소 주기극소식으로 달라지므로 각 플롯에는 피크와 최저점이 교대로 나타난다. 모터 전류(410)의 피크는 차압 신호(420)의 최저점 및 흐름(430)의 피크에 대응한다. 예를 들어, 100 개 샘플 마크에서 모터 전류(410)는 극대값에 있는 반면 차압 신호(420)는 동시에 극소값에 위치한다.
플롯(410 및 420)은 도 1과 관련하여 위에서 설명된 것과 같은 단일 심장 펌프 시스템에 대해 각각 전류 및 압력 센서로부터 측정된 데이터를 나타낸다. 플롯의 각 "점"은 측정된 데이터 포인트를 나타낸다. 측정된 데이터 포인트는 플롯 410 및 420을 제공하는 데 가장 적합했다. 플롯 410 및 420으로 표현된 데이터는 위에서 설명한 것처럼 트레이닝 데이터로 사용되어, 심장 펌프 시스템의 차압과 모터 전류 관계 간의 관계를 나타내는 모델을 구축한다.
도 5는 특정 구현에 따른 특정 심장 펌프 시스템에 대한 차압 신호 대 모터 전류의 플롯을 보여준다. 플롯 500의 y 축은 mmHg 단위의 차압 신호를 나타내고 x 축은 mA 단위의 모터 전류를 나타낸다. 특정 시점에서 특정 심장 펌프에 대한 차압 신호와 모터 전류가 측정된다. 이 두 측정 값은 플롯 500에서 점으로 표시된다. 예를 들어, 위에서 설명한 도 4의 플롯 410 및 420으로부터의 데이터 포인트는 플롯(500)에서 점으로 표현될 수 있다. 다중 선형 근사는 트레이닝 데이터를 표현하기 위해 최적 곡선(510)을 결정하는데 사용될 수 있다. 최적 적합 곡선(510)은 도 4 및 도 5에 도시된 데이터를 획득하기 위해 이 경우에 사용되는 특정 심장 펌프 시스템을 나타낸다.
도 6 및 도 7과 같이 시간에 따른 모터 전류를 나타내는 플롯으로부터, 여기에 설명된 시스템 및 방법은 심장 펌프 시스템이 단계 A 또는 단계 B에 있는지 결정할 수 있다. 이완기의 시작점과 종료점 사이의 직선 기울기는 시스템이 단계 A 또는 단계 B에 있는지 여부를 나타낸다. 양의 기울기는 단계 A를 나타내며 음의 기울기는 단계 B를 나타낸다. 모터 전류 극소값은 단계 B의 수축 직전에 발생하는 반면 모터 전류 극소값은 단계 A의 수축 직후에 발생한다. 심장 펌프 시스템은 단계 A 또는 단계 B에 있는지 여부는 환자의 압력과 P-레벨에 따라 다르다. 단계 B는 보다 낮은 P-레벨(및 더 낮은 모터 전류 값)에서 발생할 가능성이 더 높다. 보다 높은 차압 신호 값은 단계 B에서 발생한다.
도 6은 특정 구현에 따른 단계 A에 대한 시간에 따른 모터 전류의 플롯을 보여준다. 플롯 600의 y 축은 mA 단위의 모터 전류를 나타내고 x 축은 샘플의 시간을 나타낸다. 원(602)은 이완기의 시작을 나타낸다. 원(604)은 이완기의 끝을 나타낸다. 원(602와 604) 사이의 기울기는 양수이며 이는 심장 펌프 시스템이 단계 A에 있음을 나타낸다.
도 7은 특정 구현에 따른 단계 B에 대한 시간에 따른 모터 전류의 플롯을 보여준다. 플롯 700의 y 축은 mA 단위의 모터 전류를 나타내고 x 축은 샘플의 시간을 나타낸다. 원(702)은 이완기의 시작을 나타낸다. 원(704)은 이완기의 끝을 나타낸다. 원(602와 604) 사이의 기울기는 음수이며 이는 심장 펌프 시스템이 단계 B에 있음을 나타낸다.
도 8은 특정 구현에 따른 심장 펌프 시스템에 대한 차압 신호 대 모터 전류의 플롯을 보여준다. 플롯 800의 y 축은 mmHg 단위의 차압 신호를 나타내고 x 축은 mA 단위의 모터 전류를 나타낸다. 라인(810)은 모터 전류 값 710mA를 구분한다. 약 50 mmHg에서 변곡점(840)은 단계 A에서 단계 B 로의 "변화"를 나타낸다. 변곡점(840) 위의 점은 단계 B에 있는 반면 변곡점(840) 아래의 점은 단계 A에 있다. 보다 높은 모터 전류 값(대략 730mA 이상)에서, 심장 펌프 시스템은 A 단계에서 작동하며, 더 이상 해당 단계 B 값이 없다. 원(820 및 830)은 라인(810)으로 표시된 710mA 모터 전류 값에 해당하는 두 개의 잠재적 차압 신호 값을 나타낸다. 원(820)은 약 40mmHg의 값을 나타내며 단계 A에 있다. 원(830)은 대략 90 mmHg의 해당 단계 B 값을 나타낸다.
도 9는 특정 구현에 따른 실제, 시뮬레이션 및 시뮬레이션 단계 A 차압 신호의 시간에 따른 플롯을 보여준다. 플롯 900의 y 축은 mmHg 단위의 차압 신호를 나타내고 x 축은 샘플 단위의 시간을 나타낸다. 곡선(910)은 심장 펌프 시스템의 차압 센서에 의해 측정된 차압 신호를 보여준다. 시뮬레이션된 차압 신호 곡선은 여기에 설명된 시스템 및 방법에 의해 시뮬레이션된, 그리고 곡선(912)와 완전히 겹치는, 추정 차압 신호이다. 따라서 시뮬레이션된 곡선은 플롯 900에서 보이지 않는다. 곡선 912는 여기에 설명된 시스템 및 방법에 따른 "단계 A" 차압 신호 시뮬레이션을 나타낸다. 시뮬레이션된 단계 A 차압 신호(912)와 시뮬레이션된 차압 신호는 심장 펌프 시스템이 이 시간 프레임 동안 전적으로 단계 A에서 작동하기 때문에 완전히 일치하며, 이는 이완기 동안 양의 기울기에 의해 확인될 수 있다. 플롯(900)은 시뮬레이션된 차압 신호의 성능을 검증하는 데 사용될 수 있다. 플롯(900)에서 볼 수 있는 바와 같이, 실제 차압 신호(910)와 시뮬레이션된 차압 신호(912)는 매우 밀접하게 일치한다. 2 개의 신호(910, 912)의 주기, 평균, 최대 및 최소는 특히 가깝다. 이러한 값은 유량, 위치 및 흡입 계산에 사용되는 중요한 지표이다. 차압 신호 최소값은 최대 유량을 결정하는 데 사용된다. 차압 신호 최대 값은 유량 최소값을 결정하는 데 사용된다. 차압 신호 평균은 유량 평균을 결정하는 데 사용된다. 유량 평균, 최대 및 최소는 사용자 인터페이스를 통해 임상의에게 표시될 수 있다.
도 10은 특정 구현에 따른 실제, 시뮬레이션 및 시뮬레이션 단계 A 차압 신호의 시간 경과에 따른 플롯을 보여준다. 플롯 1000의 y 축은 mmHg 단위의 차압 신호를 나타내고 x 축은 샘플 단위의 시간을 나타낸다. 곡선(1010)은 심장 펌프 시스템의 차압 센서에 의해 측정된 차압 신호를 보여준다. 곡선(1012)은 여기에 설명된 시스템 및 방법에 의해 시뮬레이션된 추정된 차압 신호를 보여준다. 곡선(1014)은 곡선(1012)과 부분적으로 겹치고 여기에 설명된 시스템 및 방법에 따른 "단계 A" 차압 신호 시뮬레이션을 나타낸다. 시뮬레이션된 단계 A 차압 신호(1014)와 시뮬레이션된 차압 신호(1012)는 완전히 일치하지 않는다(대부분 피크 주변에서 벗어남). 이는 이완기 동안 음의 기울기로 확인할 수 있듯이 심장 펌프 시스템이 이 시간 프레임 동안 단계 B에서 적어도 부분적으로 작동했기 때문이다. 플롯 1000은 심장 펌프 시스템이 A 단계에서 작동하는지 B 단계에서 작동하는지 결정하는 것의 중요성을 보여준다. 시뮬레이션된 단계 A 신호(1014)는 주기 및 최소 실제 값과 매우 가깝게 일치했지만, 차압 센서에 의해 측정되고 곡선 1010에 표시된 최대 또는 평균 값과 일치하지 않았다. 시뮬레이션된 곡선(1012)이 실제 신호(1010)와 완전히 겹치지 않지만, 유량 계산 및 위치/흡입 경보에 사용할 수 있는, 단계 B를 고려하여 실제 차압 신호(특히 최소 및 최대 값)를 충분히 예측할 수 있다.
도 11은 특정 구현에 따라 심장 펌프 시스템의 성능 레벨이 변경되었을 때 시간에 따른 심장 펌프 시스템에 대한 차압 신호, 모터 전류 및 분당 회전수(RPM)의 플롯을 보여준다. 플롯 1110은 차압 신호 검증을 보여주고, 플롯 1120은 시간에 따른 모터 전류를 보여주고, 플롯 1130은 시간에 따른 RPM을 보여준다. 3 개의 플롯(1110, 1120, 1130)은 동일한 기간 동안 작동된 동일한 심장 펌프 시스템의 동시 측정을 나타낸다. 플롯 1110의 y 축은 mmHg 단위의 차압 신호를 나타내고 x 축은 샘플 단위의 시간을 나타낸다. 곡선(1112)은 차압 센서에 의해 측정된 차압 신호를 나타낸다. 곡선(1114)은 차압 신호의 추정치를 나타낸다. 플롯 1120의 y 축은 mA 단위의 모터 전류를 나타내고 x 축은 샘플 단위의 시간을 나타낸다. 곡선(1122)은 심장 펌프 시스템에 의해 측정된 시간에 따른 모터 전류를 나타낸다. 플롯 1130의 y 축은 RPM을 나타내고 x 축은 샘플 단위로 시간을 나타낸다. 곡선 1132는 심장 펌프 시스템에 의해 측정된 시간에 따른 RPM을 나타낸다. 박스(1116, 1126, 1136)는 제 1 P-레벨에서 심장 펌프 시스템의 작동 기간을 나타낸다. 박스(1118, 1128, 1138)는 제 2 P-레벨에서 심장 펌프 시스템의 작동 기간을 나타낸다. 제 2 P-레벨은 제 1 P-레벨보다 낮다. P 레벨이 박스 1116, 1126, 1136과 박스 1118, 1128, 1138 사이에서 낮아지면 RPM과 모터 전류가 모두 감소했다.
도 11 내지 도 13에 도시된 바와 같이, 심장 펌프 시스템은 모터 전류 및 차압 신호 데이터를 포함하는 트레이닝 데이터를 획득하기 위해 제 1 P 레벨에서 실행되었다. 트레이닝 데이터는 해당 P 레벨에서 모터 전류와 차압 신호 데이터 간의 관계를 결정하는 데 사용되었다. 그런 다음 관계를 사용하여 상자 1116의 곡선 1114로 표시된 차압 신호의 추정치를 결정했으며, 이는 곡선 1112로 표시된 측정된 차압 신호와 거의 일치했다. 그런 다음 심장 펌프 시스템은 보다 낮은 제 2 P-레벨에서 작동되었다. 차압과 모터 전류 사이의 관계는 도 3과 관련하여 위에서 설명된 바와 같이 보다 낮은 P-레벨을 설명하기 위해 조정되었다. 추정된 차압 신호는 스케일링되고 결정된 관계를 사용하여 이러한 제 2 P 레벨에서 결정되었다. 추정된 차압 신호(1114)는 박스(1118)에 도시된 바와 같이 측정된 차압 신호(1112)와 다시 밀접하게 일치한다.
도 12는 특정 구현에 따라 제 1 P 레벨에서 시간에 따른 차압 신호 및 모터 전류의 플롯을 보여준다. 플롯(1210)은 도 1에 도시된 박스(1116)의 확대도이다. 11. 플롯 1210의 y-축은 mmHg로 측정된 차압 신호를 보여준다. 플롯(1220)은 도 11에 도시된 박스(1126)의 확대도이다. 플롯 1220의 y 축은 mA로 측정된 모터 전류를 보여준다. 플롯 1210 및 1220의 x 축은 동일한 기간 동안 샘플 단위로 측정된 시간을 보여준다. 플롯(1210)은 측정된 차압 신호 곡선(1212), 시뮬레이션된 배치 곡선(1214) 및 시뮬레이션된 단계 A 차압 신호 곡선(1216)을 표시한다. 시뮬레이션된 단계 A 차압 신호 곡선(1212)은 시뮬레이션된 차압 신호 곡선(1214)과 거의 겹치며, 이는 차압 추정이 정확함을 나타낸다.
도 13은 특정 구현에 따른 제 2 P-레벨에서 시간에 따른 차압 신호 및 모터 전류의 플롯을 보여준다. 플롯(1310)은 도 11에 도시된 박스(1118)의 확대도이다. 플롯 1310의 y 축은 mmHg 단위로 측정된 차압 신호를 보여준다. 플롯(1320)은 도 11에 도시된 박스(1128)의 확대도이다. 플롯 1220의 y 축은 mA로 측정된 모터 전류를 보여준다. 플롯 1310 및 1320의 x 축은 동일한 기간 동안 샘플에서 측정된 시간을 보여준다. 플롯(1310)은 측정된 차압 신호 곡선(1312), 시뮬레이션된 배치 곡선(1314) 및 시뮬레이션된 단계 A 차압 신호 곡선(1316)을 표시한다. 시뮬레이션된 단계 A 차압 신호 곡선(1312)은 시뮬레이션된 차압 신호 곡선(1314)과 거의 겹치며, 이는 차압 추정이 정확함을 나타낸다.
차압과 모터 전류 사이의 관계가 제 2 P 레벨에서 획득된 트레이닝 데이터를 사용하여 "구축"되지 않았지만, 추정된 차압 신호(1314)는 여전히 그 P 레벨에서 측정된 차압 신호(1312)와 거의 일치한다. 이러한 결과는 P-레벨간에 전환할 때 사용되는 스케일링 프로세스가 신뢰할 수 있으며 훈련에 사용되는 P-레벨에서 측정된 결과와 동등한 결과를 제공함을 나타낸다.
도 14는 특정 구현에 따른 시간에 따른 차압 신호 드리프트 및 모터 전류의 플롯을 보여준다. 플롯 1410의 y 축은 mmHg 단위의 차압 신호를 나타내고 x 축은 샘플 단위의 시간을 나타낸다. 플롯 1420의 y 축은 mA 단위의 모터 전류를 나타내고, x 축은 플롯 1410에 표시된 것과 동일한 기간 동안 샘플의 시간을 나타낸다. 모터 전류 1420은 시간이 지남에 따라 유지되며, 이는 전체 기간 동안 대략 동일한 평균값을 가진다. 이러한 같은 기간 동안 차압 신호(압력 센서로 측정)는 약 20mmHg의 평균값에서 약 80mmHg의 평균값으로 크게 증가했다. 평균 모터 전류 값이 상당한 시간 동안 일정하면 평균 차압 신호도 해당 기간 동안 일정해야 한다. 이 경우 차압 신호(1410)는 "드리프트"하며, 이는 압력 센서가 더 이상 정확한 측정을 제공하지 않음을 나타낸다.
도 15는 특정 구현에 따라 시간에 따른 차압 신호 드리프트 및 추정된 차압 신호의 플롯을 보여준다. 플롯 1500의 y 축은 mmHg 단위의 차압 신호를 나타내고 x 축은 샘플 단위의 시간을 나타낸다. 곡선(1510)은 측정된 차압 신호를 나타내고, 곡선(1512)은 측정된 차압 신호의 평균을 나타내고, 곡선(1514)은 시뮬레이션된 차압 신호를 나타내고, 곡선(1516)은 시뮬레이션된 차압 신호의 평균을 나타낸다. 측정된 차압 신호(1510)는 드리프트(drift)하는 반면, 차압 신호(시뮬레이션된 차압 신호)(1514)의 추정치는 일정하게 유지된다. 특히 평균 측정 차압 신호(1512)가 시뮬레이션된 평균 차압 신호(1516)와 거의 일치하는 기간 후에, 측정된 차압 신호가 시뮬레이션된 차압 신호로부터 발산하는 경우, 여기에 설명된 시스템 및 방법은 압력 센서를 재교정하여야 함을 결정할 수 있다(측정된 차압 신호 데이터 제공). 일부 구현에서 센서는 자동으로 재교정될 수 있다. 일부 양태에서, 심장 펌프 시스템은 센서가 재교정될 필요가 있음을 나타내는 알림을 사용자에게 표시할 수 있다.
일부 구현에서, 차압 신호가 드리프트하고 있는지 여부를 결정하기 위해, 여기에 설명된 시스템 및 방법은 차압 신호 또는 차압 신호의 평균(예를 들어, 곡선 1512)과 차압 신호의 추정치(예: 곡선 1516) 또는 추정치의 평균 사이의 차이를 계산할 수 있다. 이 차이는 임계 값과 비교할 수 있다. 차이가 임계 값을 초과하면 차압 신호가 드리프트된 것이다. 차이가 임계 값 미만이면 차압 신호가 드리프트되지 않은 것이다. 임계 값은 10mmHg, 20mmHg 또는 임의의 적절한 양일 수 있다. 예를 들어, 임계 값은 15 mmHg일 수 있고 곡선(1512)은 도 15의 샘플 4.000e+4에서 드리프트되는 것으로 결정될 수 있다. 일부 구현에서, 시스템은 제 1 시간에서 측정된 차압 신호와 추정치 사이의 제 1 차이와 제 2 시간에서 측정된 차압 신호와 추정치 사이의 제 2 차이를 결정할 수 있다. 제 2 차이가 제 1 차이보다 상당히 큰 경우 시스템은 측정된 압력 신호가 드리프트된 것으로 판단할 수 있다. 일부 구현에서, 측정된 차압 신호와 추정치 간의 차이는 주기적으로 또는 지속적으로 모니터링될 수 있다. 시간이 지남에 따라 차이가 증가하면 시스템은 측정된 압력 신호가 드리프트하는 것으로 판단할 수 있다.
도 16-18은 특정 구현에 따라 위에서 설명한 시스템 및 방법으로부터의 시뮬레이션된 차압 신호와 같은 시뮬레이션된 차압 신호를 기반으로하는 유량 추정의 성공을 측정하기 위한 메트릭을 보여준다. 도 16-18은 신뢰할 수 있는 차압 신호가 있은 펌프의 데이터를 사용하여 수행된 검증 테스트의 결과이다(예: 테스트 중에 실패하지 않은 정확한 차압 센서가 포함된 펌프). 유량은 펌프 작동 방식을 결정하는 임상의가 사용하는 중요한 측정 항목이다. 심장 펌프 시스템의 성능과 상태를 이해하기 위해 임상의는 사용자 인터페이스를 통해 임상의에게 표시될 수 있는 평균, 최대 및 최소 유량 값을 요구할 수 있다.
도 16은 특정 구현에 따른 평균 흐름 추정 오차의 히스토그램을 보여준다. 디스플레이(1600)는 평균 흐름 추정 히스토그램, 추정 오류 분포, 신뢰 구간 분포 및 결과 테이블을 포함한다. 평균 유량 추정 오차 히스토그램은 좁은 피크와 함께 0에 집중되어있어 오차가 거의 없이 일치하는 결과를 나타낸다. 평균 유량 추정 오차는 측정된 차압 신호에서 계산된 유량의 평균과 차압 신호의 추정에서 계산된 유량의 평균 간의 차이를 나타낸다.
도 17은 특정 구현에 따른 최대 유량 추정 오차의 히스토그램을 보여준다. 디스플레이(1700)는 최대 유량 추정 오차 막대 그래프, 추정 오차 분포, 신뢰 구간 분포 및 결과 테이블을 포함한다. 최대 유량 추정 오차 히스토그램은 좁은 피크로 0에 집중되어 있으며, 이는 거의 오차없이 일치하는 결과를 나타낸다. 최대 유량 추정 오차는 측정된 차압 신호에서 계산된 유량의 국부적 최대 값과 차압 신호의 추정값에서 계산된 유량의 국부적 최대 값 간의 차이를 나타낸다.
도 18은 특정 구현에 따른 최소 유량 추정 오차의 히스토그램을 보여준다. 디스플레이(1800)는 최소 유량 추정 오차 막대 그래프, 추정 오차 분포, 신뢰 구간 분포 및 결과 테이블을 포함한다. 최소 유량 추정 오차 히스토그램은 좁은 피크와 함께 0에 집중되어있어 오차가 거의 없이 일치하는 결과를 나타낸다. 최소 유량 추정 오차는 측정된 차압 신호에서 계산된 유량의 극소값과 차압 신호의 추정값에서 계산된 유량의 극소값 간의 차이를 나타낸다.
일부 양태에서, 심장 펌프 시스템은 흡입 및/또는 위치 경보를 출력할 수 있다. 측정된 차압 신호가 아닌 추정된 차압 신호에 의존할 때 이러한 경보의 신뢰성은 추정된 차압 신호의 효능을 결정하는 데 유용한 지표가 될 수 있다. 일부 구현에서, 차압 신호의 맥동도(pulsatility)가 임계 값보다 작으면 위치 경보가 트리거될 수 있다. 경보는 환자의 심장 내 심장 펌프 시스템의 위치가 잘못되었음을 나타낼 수 있다. 예를 들어 차압 신호의 맥동도가 10mmHg 미만으로 떨어지면 위치 경보가 트리거될 수 있다. 이 경보는 임상의가 심장 펌프 시스템의 위치를 조정하도록 촉구할 수 있다. 차압 신호를 측정하는 압력 센서가 고장나면 심장 펌프 시스템은 추정된 차압 신호(위에 설명된 시스템 및 방법에 의해 결정됨)에 의존하여 위치 경보를 트리거할 수 있다. 위치 경보를 트리거할 때 추정된 차압 신호의 신뢰성을 결정하기 위해, 측정된 차압 신호 값에 의해 트리거된 실제 경보 사례를 동일한 사례에 대해 경보를 트리거하는 추정 차압 신호와 비교했다. 경보를 보다 안정적으로 트리거하기 위해 차압 신호 오류 허용치가 경보 계산에 내장될 수 있다. 이 허용치는 케이스가 임계 값보다 거의 높거나 거의 낮을 때 오탐 또는 오탐 경보로 이어지는 경우를 해결하기 위해 테스트 환경에 내장된다. 표 1에서 볼 수 있듯이 20 건의 추정 차압 신호에 대한 총 위치 경보 정밀도는 97.9 % 였고 위치 경보 리콜은 100.0 %였다.
일부 양태에서, 차압 신호가 일정 기간 동안 임계 값보다 큰 경우 흡입 경보가 트리거될 수 있다. 흡입 경보는 심장 펌프 시스템이 특정 P 레벨에서 작동하는 경우에만 트리거될 수 있다. 예를 들어, P-레벨 P5-P9 중 하나에서 작동할 때 차압 신호가 3 초 창의 10 %에 대한 임계 값보다 크면 흡입 경보가 트리거될 수 있다. 경보를 보다 안정적으로 트리거하기 위해 경보 계산에 흡입 오류 허용치를 내장할 수 있다. 이 허용치는 케이스가 임계 값보다 거의 높거나 거의 낮을 때 오탐 또는 오탐 경보로 이어지는 경우를 해결하기 위해 테스트 환경에 내장된다. 표 1에서 볼 수 있듯이, 30 건에 대한 추정 차압 신호에 대한 총 흡입 경보 정밀도는 80.6 %이고 위치 경보 리콜은 93.2 %였다.
| 위치 경보 정밀도 | 위치 경보 리콜 |
| 97.9% | 100.0 % |
| 흡입 경보 정밀도 | 흡입 경보 리콜 |
| 80.6% | 93.2 % |
전술한 것은 단지 본 개시의 원리를 예시하는 것이며, 장치는 설명의 목적으로 제시되고 제한이 아닌 다른 양태에 의해 실행될 수 있다. 본원에 개시된 장치는 심장 펌프의 경피적 삽입에 사용하기 위해 도시되었지만, 지혈을 필요로하는 다른 용도의 장치에 적용될 수 있음을 이해해야 한다.
본 개시 내용을 검토한 후 당업자에게 변형 및 수정이 일어날 것이다. 개시된 특징은 본 명세서에 기술된 하나 이상의 다른 특징과 함께 임의의 조합 및 하위 조합(다중 종속 조합 및 하위 조합 포함)으로 구현될 수 있다. 그 임의의 구성 요소를 포함하여 위에서 설명되거나 예시된 다양한 특징은 다른 시스템에 결합되거나 통합될 수 있다. 또한 특정 기능은 생략되거나 구현되지 않을 수 있다.
설명된 시스템 및 방법은 심장 펌프 시스템 또는 AIC와 같은 심장 펌프 시스템의 제어기에서 국부적으로 구현될 수 있다. 심장 펌프 시스템은 데이터 처리 장치를 포함할 수 있다. 여기에 설명된 시스템 및 방법은 별도의 데이터 처리 장치에서 원격으로 구현될 수 있다. 별도의 데이터 처리 장치는 클라우드 애플리케이션을 통해 심장 펌프 시스템과 직간접적으로 연결될 수 있다. 심장 펌프 시스템은 실시간(또는 거의 실시간)으로 별도의 데이터 처리 장치와 통신할 수 있다.
일반적으로, 본 명세서에 기술된 주제 및 기능적 동작의 양태는 디지털 전자 회로, 또는 본 명세서에 개시된 구조 및 구조적 등가물을 포함하는 컴퓨터 소프트웨어, 펌웨어 또는 하드웨어에서, 또는 이들의 하나 이상의 조합으로, 구현될 수 있다. 본 명세서에 설명된 주제의 양태는 하나 이상의 컴퓨터 프로그램 제품, 즉 데이터 처리 장치에 의해 실행되거나 그 동작을 제어하기 위해 컴퓨터 판독 가능 매체에 인코딩된 컴퓨터 프로그램 명령의 하나 이상의 모듈로서 구현될 수 있다. 컴퓨터 판독 가능 매체는 기계 판독 가능 저장 장치, 기계 판독 가능 저장 기판, 메모리 장치, 기계 판독 가능 전파 신호에 영향을 미치는 물질의 구성, 또는 이들 중 하나 이상의 조합일 수 있다. 용어 "데이터 처리 장치"는 데이터 처리를 위한 모든 장치, 장치 및 기계를 포함하며, 예를 들어 프로그램 가능한 프로세서, 컴퓨터 또는 다중 프로세서 또는 컴퓨터를 포함한다. 장치는 하드웨어에 추가하여 문제의 컴퓨터 프로그램에 대한 실행 환경을 생성하는 코드, 예를 들어 프로세서 펌웨어, 프로토콜 스택, 데이터베이스 관리 시스템, 운영 체제 또는 이들 중 하나의 조합을 구성하는 코드를 더 포함할 수 있다. 전파된 신호는 인공적으로 생성된 신호, 예를 들어 적절한 수신기 장치로의 전송을 위해 정보를 인코딩하기 위해 생성되는 기계-생성 전기, 광학 또는 전자기 신호이다.
컴퓨터 프로그램(프로그램, 소프트웨어, 소프트웨어 애플리케이션, 스크립트 또는 코드라고도 함)은 컴파일 또는 해석된 언어를 포함하여 모든 형태의 프로그래밍 언어로 작성될 수 있으며 다음을 포함한 모든 형태로 배포될 수 있다. 독립 실행 형 프로그램 또는 컴퓨팅 환경에서 사용하기에 적합한 모듈, 구성 요소, 서브 루틴 또는 기타 장치. 컴퓨터 프로그램은 파일 시스템의 파일에 해당할 수 있다. 프로그램은 다른 프로그램 또는 데이터(예: 마크 업 언어 문서에 저장된 하나 이상의 스크립트)를 보유하는 파일의 일부, 해당 프로그램 전용 단일 파일 또는 여러 개의 조정된 파일(예: 하나 이상의 모듈, 하위 프로그램 또는 코드 일부를 저장하는 파일). 컴퓨터 프로그램은한 컴퓨터 또는 한 사이트에 위치하거나 여러 사이트에 분산되고 통신 네트워크로 상호 연결된 여러 컴퓨터에서 실행되도록 배포될 수 있다.
본 명세서에 설명된 프로세스 및 로직 흐름은 입력 데이터에 대해 동작하고 출력을 생성함으로써 기능을 수행하기 위해 하나 이상의 컴퓨터 프로그램을 실행하는 하나 이상의 프로그래밍 가능 프로세서에 의해 수행될 수 있다. 프로세스 및 로직 흐름은 또한 FPGA(필드 프로그래밍 가능 게이트 어레이) 또는 ASIC(애플리케이션 특정 집적 회로)와 같은 특수 목적 로직 회로로 구현될 수 있다.
컴퓨터 프로그램의 실행에 적합한 프로세서는 예를 들어 범용 및 특수 목적의 마이크로 프로세서와 디지털 컴퓨터의 임의의 하나 이상의 프로세서를 포함한다. 일반적으로 프로세서는 읽기 전용 메모리 나 랜덤 액세스 메모리 또는 둘 다에서 명령과 데이터를 수신한다. 컴퓨터의 필수 요소는 명령을 수행하기 위한 프로세서와 명령과 데이터를 저장하기 위한 하나 이상의 메모리 장치이다. 일반적으로, 컴퓨터는 또한 데이터를 저장하기 위한 하나 이상의 대용량 저장 장치, 예를 들어 자기, 광 자기 디스크 또는 광 디스크로부터 데이터를 수신하거나 데이터를 전송하거나 둘 모두를 포함하거나 작동 가능하게 결합된다. 그러나 컴퓨터에는 이러한 장치가 필요하지 않다.
변경, 대체 및 변경의 예는 당업자에 의해 확인될 수 있으며 여기에 개시된 정보의 범위를 벗어나지 않고 이루어질 수 있다. 본 명세서에 인용된 모든 참고 문헌은 그 전체가 참고로 포함되며 본 출원의 일부가 된다.
Claims (19)
- 환자에서 심장 펌프 시스템의 위치를 추정하는 방법으로서, 상기 방법은:
심장 펌프 시스템에서 제 1 기간 동안 시변 모터 전류를 나타내는 제 1 데이터를 수신하는 단계 - 심장 펌프 시스템이 환자에서 동작하는 동안, 시변 모터 전류는 심장 펌프 시스템의 모터에 전달되는 전류의 양에 대응함;
제 1 기간 동안 시변 차압을 나타내는 제 2 데이터를 수신하는 단계 - 시변 차압은 심장 펌프 시스템의 내부 부분과 심장 펌프 시스템 외부 사이의 압력 차이에 해당하며, 환자의 심장에 대한 심장 펌프 시스템의 위치를 추가로 나타냄;
제 1 기간보다 늦은 제 2 기간 동안 시변 모터 전류를 나타내는 제 3 데이터를 수신하는 단계; 및
제 1 데이터와 제 2 데이터 사이의 관계 및 제 3 데이터로부터 제 2 기간 동안의 시간 변동 차압의 추정치를 결정하는 단계 - 상기 추정치는 환자에서 심장 펌프 시스템의 위치를 예측하는 데 사용가능함 - 를 포함하는, 방법. - 제 1 항에 있어서, 상기 제 2 데이터는 심장 펌프 시스템상의 차압 센서로부터 수신되고, 상기 제 2 기간 동안 시변 차압의 추정치를 결정하는 단계는 상기 시변 차압의 추정치를 결정하는 단계는 차압 센서가 고장임을 결정함에 응답하여 이루어지는, 방법.
- 제 1 항에 있어서, 상기 차압 센서가 고장임을 결정하는 단계는 상기 제 2 기간 동안 차압 센서로부터 데이터가 수신되지 않을 때 발생하는, 방법.
- 제 1 항 내지 제 3 항 중 어느 한 항에 있어서,
차압 센서가 고장임을 나타내는 제 1 지표를 제공하는 단계; 및
제 2 기간 동안 시변 차압의 추정치가 시뮬레이션됨을 나타내는 제 2 지표를 제공하는 단계를 더 포함하는, 방법. - 제 1 항 내지 제 4 항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 제 2 기간 동안 시변 차압의 추정치를 결정하는 단계는 제 3 데이터가 제 1 데이터와 제 2 데이터 사이의 관계에서 제 1 단계 또는 제 2 단계에 대응 하는지를 결정함으로써 추정 포인트의 시계열을 결정하는 단계를 포함하는 방법.
- 제 5 항에 있어서, 추가의 데이터가 상기 제 1 단계 또는 상기 제 2 단계에 대응하는지 식별하는 단계는:
추가 데이터 내에서 이완기 기간을 결정하는 단계 - 이완기 기간은 시간 상의 시작점에서 시작하여 종료점에서 끝남;
시작점과 종료점 사이의 추가 데이터의 기울기를 결정하는 단계;
기울기가 양수임을 결정하는 것에 응답하여, 추가 데이터가 제 1 단계에 대응하는 것을 결정하는 단계; 및
기울기가 음수임을 결정하는 것에 응답하여 추가 데이터가 제 2 단계에 대응함을 결정하는 단계를 포함하는, 방법. - 제 1 항 내지 제 6 항 중 어느 한 항에 있어서,
시변 차압의 추정치를 기반으로 심장 펌프 시스템과 관련된 유속, 위치 및 흡입 중 적어도 하나를 결정하는 단계를 더 포함하는, 방법. - 제 1 항 내지 제 7 항 중 어느 한 항에 있어서, 시변 차압, 모터 전류 및 시변 차압 추정치 중 적어도 하나를 표시하는 단계를 더 포함하는, 방법.
- 제 1 항 내지 제 8 항 중 어느 한 항에 있어서, 시변 차압이 드리프트(drifting)하는 것을 결정하는 단계를 더 포함하는, 방법.
- 제 1 항 내지 제 9 항 중 어느 한 항에 있어서, 시변 차압이 드리프트함을 결정하는 단계는
시변 차압을 제 2 기간 동안 시변 차압의 추정치와 비교하는 단계;
시변 차압을 시변 차압의 추정치와 비교하는 것에 기초하여, 제 2 기간 동안 시변 차압과 시변 차압 추정치 사이의 차이를 계산하는 단계;
상기 차이를 차압 신호 임계 값과 비교하는 단계; 및
상기 차이를 차압 신호 임계 값과 비교함에 기초하여 상기 차이가 차압 신호 임계 값보다 큼을 결정하는 단계를 포함하는, 방법. - 제 1 항 내지 제 10 항 중 어느 한 항에 있어서,
시변 차압이 드리프트하고 있음을 결정함에 기초하여, 차압 센서를 재교정해야 함을 나타내는 알림을 표시하는 단계를 더 포함하는, 방법. - 제 1 항 내지 제 11 항 중 어느 한 항에 있어서,
시변 차압이 드리프트하고 있음을 결정함에 기초하여, 차압 센서를 자동으로 재교정하는 단계를 더 포함하는, 방법. - 제 1 항 내지 제 12 항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 제 1 데이터와 상기 제 2 데이터 사이의 관계 사이의 관계는
제 1 기간의 각 시점에 대해 모터 전류와 시변 차압 사이의 상관 관계를 결정하는 단계; 및
상관 관계에 대한 다중 선형 적합도(multilinear fit)를 계산하는 단계 - 상기 다중 선형 적합도는 심장 펌프 시스템의 작동 특성을 나타냄 - 에 의해 결정되는, 방법. - 제 1 항 내지 제 13 항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 제 1 데이터 및 제 2 데이터는 제 1 작동 레벨에서 작동하는 심장 펌프 시스템을 나타내고, 상기 방법은:
심장 펌프 시스템의 작동을 제 2 작동 레벨로 변경하는 단계; 및
심장 펌프 시스템의 작동을 제 2 작동 레벨로 변경하는 것에 기초하여, 제 2 작동 레벨을 설명하도록 제 1 데이터와 제 2 데이터 사이의 관계를 스케일링하는 단계를 포함하되,
시변 차압의 추정치를 결정하는 단계는 상기 관계의 스케일링에 더 기초하는, 방법. - 제 1 항 내지 제 14 항 중 어느 한 항의 방법을 수행하도록 구성된 제어기를 포함하는, 시스템.
- 펌프 하우징 및 회전자를 포함하고, 근위 단부를 갖는 펌프;
펌프 하우징의 원위 단부와 계면을 이루는 근위 단부 및 원위 단부를 포함하는 캐뉼라 - 상기 펌프는 모터에 의해 작동되도록 구성됨;
펌프 하우징의 근위부로 연장되는 기다란 카테터;
차압 센서를 포함하는 하나 이상의 센서; 및
제 1 항 내지 제 14 항 중 어느 한 항의 방법을 수행하도록 구성된 제어기를 포함하는, 심장 펌프 시스템. - 제 16 항에 있어서, 상기 펌프는 캐뉼라가 환자의 대동맥 판막을 가로지르도록 배치되도록 구성되고, 원위 단부가 환자의 좌심실 내에 위치하고, 근위 단부가 환자의 대동맥 내부에 위치하는, 심장 펌프 시스템.
- 제 16 항에 있어서, 캐뉼라의 원위 단부로부터 원위쪽으로 연장되는 가요성 돌출부를 더 포함하는, 심장 펌프 시스템.
- 제 16 항에 있어서, 기다란 카테터는 그 원위 단부에서 펌프 하우징에 결합되고, 펌프는 기다란 카테터를 통해 연장되는 구동 케이블을 더 포함하는, 심장 펌프 시스템.
Applications Claiming Priority (5)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US201862644240P | 2018-03-16 | 2018-03-16 | |
| US62/644,240 | 2018-03-16 | ||
| US16/354,595 | 2019-03-15 | ||
| PCT/US2019/022535 WO2019178512A1 (en) | 2018-03-16 | 2019-03-15 | Systems and methods for estimating a position of a heart pump |
| US16/354,595 US11298524B2 (en) | 2018-03-16 | 2019-03-15 | Systems and methods for estimating a position of a heart pump |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| KR20200135423A true KR20200135423A (ko) | 2020-12-02 |
Family
ID=67904832
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| KR1020207029861A KR20200135423A (ko) | 2018-03-16 | 2019-03-15 | 심장 펌프 위치 추정 시스템 및 방법 |
Country Status (10)
| Country | Link |
|---|---|
| US (2) | US11298524B2 (ko) |
| EP (1) | EP3765112A1 (ko) |
| JP (2) | JP7393341B2 (ko) |
| KR (1) | KR20200135423A (ko) |
| CN (1) | CN112088022A (ko) |
| AU (1) | AU2019236250A1 (ko) |
| CA (1) | CA3093337A1 (ko) |
| IL (1) | IL277236A (ko) |
| SG (1) | SG11202008640QA (ko) |
| WO (1) | WO2019178512A1 (ko) |
Families Citing this family (13)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| DE102018201030A1 (de) | 2018-01-24 | 2019-07-25 | Kardion Gmbh | Magnetkuppelelement mit magnetischer Lagerungsfunktion |
| DE102018211327A1 (de) | 2018-07-10 | 2020-01-16 | Kardion Gmbh | Laufrad für ein implantierbares, vaskuläres Unterstützungssystem |
| DE102020102474A1 (de) | 2020-01-31 | 2021-08-05 | Kardion Gmbh | Pumpe zum Fördern eines Fluids und Verfahren zum Herstellen einer Pumpe |
| AU2021335605A1 (en) * | 2020-09-03 | 2023-04-06 | BrainSpace, Inc. | Body fluid management systems for patient care |
| CN114588530A (zh) * | 2022-03-14 | 2022-06-07 | 丰凯利医疗器械(上海)有限公司 | 泵血导管在人体内位置的检测方法和系统 |
| US20230355958A1 (en) * | 2022-05-05 | 2023-11-09 | Abiomed, Inc. | Position detection for a circulatory support device |
| CN117138222A (zh) * | 2022-05-24 | 2023-12-01 | 上海微创心力医疗科技有限公司 | 导管泵的放置位置的判断方法、系统、电子设备及介质 |
| CN115845248B (zh) * | 2023-02-28 | 2023-05-12 | 安徽通灵仿生科技有限公司 | 一种心室导管泵的定位方法及装置 |
| CN116920267A (zh) * | 2023-06-26 | 2023-10-24 | 安徽通灵仿生科技有限公司 | 一种心室导管泵的位置检测方法及装置 |
| CN117018434B (zh) * | 2023-10-07 | 2023-12-26 | 心擎医疗（苏州）股份有限公司 | 介入泵位置确定方法、装置、控制设备及心室辅助装置 |
| CN117137471B (zh) * | 2023-10-30 | 2024-01-30 | 深圳核心医疗科技股份有限公司 | 心室辅助装置的位置识别方法及装置 |
| CN117323558B (zh) * | 2023-12-01 | 2024-03-12 | 安徽通灵仿生科技有限公司 | 一种心室辅助设备的自适应控制方法及装置 |
| CN117919584B (zh) * | 2024-03-22 | 2024-05-24 | 生命盾医疗技术(苏州)有限公司 | 介入式心脏泵异常预警方法、装置、存储介质及电子设备 |
Family Cites Families (15)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US4128325A (en) * | 1977-05-31 | 1978-12-05 | Pako Corporation | Automatic density measurement calibration for photographic replenishment system |
| US5964694A (en) | 1997-04-02 | 1999-10-12 | Guidant Corporation | Method and apparatus for cardiac blood flow assistance |
| US6176822B1 (en) * | 1998-03-31 | 2001-01-23 | Impella Cardiotechnik Gmbh | Intracardiac blood pump |
| US7022100B1 (en) | 1999-09-03 | 2006-04-04 | A-Med Systems, Inc. | Guidable intravascular blood pump and related methods |
| DE10060275A1 (de) * | 2000-12-05 | 2002-06-13 | Impella Cardiotech Ag | Verfahren zum Kalibrieren eines Drucksensors oder eines Flussensors an einer Rotationspumpe |
| US6623420B2 (en) | 2001-08-16 | 2003-09-23 | Apex Medical, Inc. | Physiological heart pump control |
| DE102012207049A1 (de) | 2012-04-27 | 2015-08-13 | Abiomed Europe Gmbh | Intravasale rotationsblutpumpe |
| EP3131615B1 (en) * | 2014-04-15 | 2021-06-09 | Tc1 Llc | Sensors for catheter pumps |
| EP3791920A1 (en) * | 2014-04-15 | 2021-03-17 | Tc1 Llc | Catheter pump introducer systems and methods |
| EP2962710A1 (de) * | 2014-07-03 | 2016-01-06 | Berlin Heart GmbH | Verfahren und Herzunterstützungssystem zur Bestimmung eines Auslassdrucks |
| WO2017041890A1 (en) * | 2015-09-07 | 2017-03-16 | Ablacon Inc. | Elongated medical device suitable for intravascular insertion and method of making an elongated medical device suitable for intravascular insertion |
| US10493190B2 (en) * | 2015-12-28 | 2019-12-03 | Heartware, Inc. | VAD controller tester |
| EP3506960A1 (en) * | 2016-09-01 | 2019-07-10 | Abiomed, Inc. | Anti-suction blood pump inlet |
| CN109641092B (zh) * | 2016-09-06 | 2021-03-12 | 心脏器械股份有限公司 | 用于心室内vad的集成传感器 |
| JP6998942B2 (ja) | 2016-09-19 | 2022-01-18 | アビオメド インコーポレイテッド | 心機能を定量化し、心臓の回復を促進する心血管補助システム |
-
2019
- 2019-03-15 SG SG11202008640QA patent/SG11202008640QA/en unknown
- 2019-03-15 WO PCT/US2019/022535 patent/WO2019178512A1/en active Application Filing
- 2019-03-15 JP JP2020549647A patent/JP7393341B2/ja active Active
- 2019-03-15 EP EP19714058.5A patent/EP3765112A1/en active Pending
- 2019-03-15 KR KR1020207029861A patent/KR20200135423A/ko not_active Application Discontinuation
- 2019-03-15 CN CN201980032393.5A patent/CN112088022A/zh active Pending
- 2019-03-15 US US16/354,595 patent/US11298524B2/en active Active
- 2019-03-15 AU AU2019236250A patent/AU2019236250A1/en active Pending
- 2019-03-15 CA CA3093337A patent/CA3093337A1/en active Pending
-
2020
- 2020-09-09 IL IL277236A patent/IL277236A/en unknown
-
2022
- 2022-03-04 US US17/686,560 patent/US11883207B2/en active Active
-
2023
- 2023-11-24 JP JP2023198886A patent/JP2024023389A/ja active Pending
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| US20220184374A1 (en) | 2022-06-16 |
| CN112088022A (zh) | 2020-12-15 |
| SG11202008640QA (en) | 2020-10-29 |
| IL277236A (en) | 2020-10-29 |
| US11883207B2 (en) | 2024-01-30 |
| JP2024023389A (ja) | 2024-02-21 |
| JP7393341B2 (ja) | 2023-12-06 |
| WO2019178512A1 (en) | 2019-09-19 |
| JP2021518186A (ja) | 2021-08-02 |
| EP3765112A1 (en) | 2021-01-20 |
| CA3093337A1 (en) | 2019-09-19 |
| US11298524B2 (en) | 2022-04-12 |
| US20190282742A1 (en) | 2019-09-19 |
| AU2019236250A1 (en) | 2020-10-01 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| KR20200135423A (ko) | 심장 펌프 위치 추정 시스템 및 방법 | |
| KR102636012B1 (ko) | 혈액 펌프 지원의 조절을 위한 심장 매개변수의 결정 | |
| CA2753966C (en) | Blood pump system with controlled weaning | |
| US11574741B2 (en) | Systems and methods for determining cardiac output | |
| US20150246166A1 (en) | Ventricular assist device and method of controlling same | |
| US20100222635A1 (en) | Maximizing blood pump flow while avoiding left ventricle collapse | |
| WO2010099293A1 (en) | Blood flow meter | |
| WO2010099287A1 (en) | Blood pump system with arterial pressure monitoring |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| E902 | Notification of reason for refusal |